Optimierung der Ableitung akustisch evozierter Potentiale...
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Optimierung der Ableitung akustisch evozierter Potentiale mittels Modifikationen der Messkonfiguration an wachen Probanden Inaugural-Dissertation zur Erlangung des Doktorgrades der Hohen Medizinischen Fakultät der Rheinischen Friedrich-Wilhelms-Universität Bonn Stephan Eric Straßmann aus Duisburg 2010
Transcript of Optimierung der Ableitung akustisch evozierter Potentiale...
Optimierung der Ableitung akustisch evozierter Potentiale mittels Modifikationen der Messkonfiguration an wachen Probanden
Inaugural-Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades
der Hohen Medizinischen Fakultät
der Rheinischen Friedrich-Wilhelms-Universität
Bonn
Stephan Eric Straßmann
aus Duisburg
2010
Angefertigt mit Genehmigung der
Medizinischen Fakultät der Universität Bonn
1.Gutachter: Prof. Dr. B.W. Urban
2. Gutachter: PD Dr. Thomas Kral
Tag der Mündlichen Prüfung: 06.04.2010
Aus der Klinik und Poliklinik für Anästhesiologie und Operative Intensivmedizin
der Universitätsklinik Bonn
Direktor: Prof. Dr.med. Andreas Hoeft
Pour les „crevettes“ de ce monde.
5
Inhaltsverzeichnis Inhaltsverzeichnis............................................................................................................ 5
Abkürzungsverzeichnis ................................................................................................... 9
1 Einleitung ............................................................................................................... 10
1.1 Narkosetiefenmessung ................................................................................... 10
1.1.1 Intraoperative Wachheit........................................................................... 10
1.1.2 Überdosierung der Narkotika................................................................... 11
1.1.3 Erforschung von Wirkungsweisen von Anästhetika ................................. 11
1.2 Methoden der Narkosentiefenmesssung ........................................................ 12
1.2.1 vegetative Zeichen................................................................................... 12
1.2.2 isolierter Unterarm ................................................................................... 12
1.2.3 EEG-Messung, BIS™, SEF ..................................................................... 12
1.2.4 Evozierte Potentiale................................................................................. 13
1.3 Grundlagen der AEP/ MLAEP......................................................................... 14
1.3.1 Ursprung und Einteilung des akustisch evozierten Potentials ................. 14
1.4 Probleme bei der Messung des MLAEP ........................................................ 19
1.4.1 Reproduzierbarkeit .................................................................................. 19
1.5 Praktische Verbesserungsmöglichkeiten der MLAEP-Messung ..................... 23
1.5.1 Ableitorte ................................................................................................. 23
1.5.2 Lautstärke................................................................................................ 25
1.5.3 Filtereinstellungen.................................................................................... 25
1.6 Zielsetzung ..................................................................................................... 25
2 Material und Methoden .......................................................................................... 27
2.1 Probanden ...................................................................................................... 27
2.1.1 Probandenkollektiv .................................................................................. 27
2.1.2 Hörvermögen der Probanden .................................................................. 27
2.1.3 Aufmerksamkeitsgrad der Probanden ..................................................... 27
2.2 Gerät............................................................................................................... 27
2.3 Kopfhaube ...................................................................................................... 28
2.4 Ableitungen..................................................................................................... 28
2.5 Messbedingungen .......................................................................................... 29
2.5.1 Messort und Umfeld................................................................................. 29
6
2.5.2 1. Messreihe Filtereinstellungen und Lautstärke...................................... 29
2.5.3 2. Messreihe Filtereinstellungen und Lautstärke...................................... 29
2.6 Signalanalyse ................................................................................................. 30
2.6.1 Detektion des PAR .................................................................................. 30
2.6.2 Latenzen und Amplituden ........................................................................ 30
2.6.3 Visueller Vergleich der Signalspuren ....................................................... 30
3 Ergebnisse ............................................................................................................. 32
3.1 Einfluss der Lautstärke auf das Signal über A1-Fpz ....................................... 32
3.1.1 Mittelspuren aller Probanden über A1-Fpz mit 70 dB, 50 dB und 30 dB
Stimulationslautstärke.............................................................................. 32
3.1.2 Variationen der Spuren über A1-Fpz zwischen den Probanden sowie mit
unterschiedlichen Stimulationslautstärken............................................... 37
3.1.3 Zusammenfassung Kapitel 3.1 ................................................................ 39
3.2 Einfluss unterschiedlicher Ableitungen auf die Signalspuren.......................... 40
3.2.1 AEP-Spuren aller Probanden bei 70 dB, Ableitungen A1-Fpz, C3-T3, C3-
T5, F7-T5................................................................................................. 40
3.2.2 AEP-Spuren der einzelnen Probanden bei 70 dB, Ableitungen A1-Fpz,
C3-T3, C3-T5, F7-T5 ............................................................................... 42
3.2.3 AEP-Spuren aller Probanden bei 50 dB und 30 dB, Ableitungen A1-Fpz,
C3-T3, C3-T5, F7-T5 ............................................................................... 44
3.2.4 Gemittelte Spuren aller Probanden in den temporalen Ableitungen mit
70, 50 und 30 dB Stimulationslautstärke ................................................. 47
3.2.5 Zusammenfassung der Ergebnisse aus Kapitel 3.2................................. 49
3.3 Filtereinfluss auf das Signal ............................................................................ 50
3.3.1 Proband mit PAR A1-Fpz mit unterschiedlichen Filtern .......................... 50
3.3.2 Vergleich der gemittelten Spuren bei 70 dB Notch-Filter an und aus bei
gleichen Probanden in vier verschiedenen Ableitungen .......................... 56
3.4 Latenzen und Amplituden der Mittelspuren..................................................... 58
3.4.1 Auswertung der Maxima und Minima....................................................... 58
3.5 Form des MLAEP ........................................................................................... 60
T3.5.1 Die artefaktarmen Kurven des MLAEP.................................................... 60
3.5.2 Die temporalen Ableitungen im Vergleich zum „Referenz–AEP“ ............. 61
7
3.5.3 Die notwendige Stimulationslautstärke zwecks MLAEP-Erfassung......... 63
3.5.4 Die Ableitung C3-T5 mit drei verschiedenen Stimulationslautstärken im
Vergleich zum „Referenz-AEP“ bei den Einzelprobanden ....................... 64
3.5.5 Ergebnisse des Kapitels 3.5 .................................................................... 66
3.6 Zusammenfassung Ergebnisse ...................................................................... 66
4 Diskussion.............................................................................................................. 67
4.1 Diskussion der eigenen Daten ........................................................................ 67
4.1.1 Anzahl der Probanden, Probandenkollektiv, Statistik .............................. 67
4.1.2 Zeitpunkt der Messung, PAR Variationen................................................ 68
4.1.3 Kopfhaubenverwendung, Variation der Elektrodenposition ..................... 68
4.1.4 Datenverarbeitung off-Line mit Excel und Matlab .................................... 69
4.1.5 Visuell-komparative Auswertung der Kurven und Vermessung der
Latenzen und Amplituden ........................................................................ 69
4.2 Vergleich unserer Daten mit der Literatur ....................................................... 71
4.2.1 Auswahl der Ableitungen ......................................................................... 71
4.2.2 Reproduzierbarkeit der temporalen MLAEP-Spuren im Vergleich zu in
der Literatur veröffentlichten Spuren........................................................ 72
4.2.3 Latenzvergleich mit in der Literatur veröffentlichten Daten ...................... 75
4.2.4 Amplitudenvergleich mit in der Literatur veröffentlichten Daten............... 77
4.2.5 Effekt der Stimulationslautstärkenreduktion auf das Signal ..................... 77
4.2.6 Effekt von Filter auf das Signal ................................................................ 77
4.2.7 Auftreten des PAR................................................................................... 78
4.3 Bedeutung der Ergebnisse dieser Studie........................................................ 79
4.3.1 Ableitungsvariation .................................................................................. 79
4.3.2 Vermeidung von Filtern............................................................................ 80
4.3.3 Signalakquirierungsdauer ........................................................................ 81
4.3.4 Elektrodenvariationen .............................................................................. 81
4.3.5 Stimulationslautstärke.............................................................................. 82
4.3.6 OP-Bedingungen ..................................................................................... 82
4.3.7 Ausblick in die Zukunft............................................................................. 82
5 Zusammenfassung ................................................................................................ 84
6 Anhang .................................................................................................................. 85
8
7 Literatur.................................................................................................................. 86
8 Danksagung........................................................................................................... 92
9
Abkürzungsverzeichnis Ag Silber
AgCl Silberchlorid
AEP akustisch evoziertes Potential (acoustic evoked potential)
BAEP Hirnstamm-Generiertes akustisch evoziertes Potential (brainstem acoustic
evoked potential)
BIS™ Bispectral Index
dB Dezibel
EEG Elektroenzephalogramm
EP evoziertes Potential
LLAEP akustisch evoziertes Potential längerer Latenz (long latency acoustic evoked
potential)
MLAEP akustisch evoziertes Potential mittlerer Latenz (middle latency acoustic
evoked potential)
nHL Norm-Hörschwelle (normalized hearing level)
PAR Postaurikularis Reflex
SEF spektrale Eckfrequenz
10
1 Einleitung
1.1 Narkosetiefenmessung
Im Rahmen der Entwicklung der Anästhesie von einer einfachen Mononarkose bis hin
zur heutigen Kombinationsanästhesie gehört die Abschätzung der Narkosetiefe zu den
Kernaufgaben des Anästhesisten. Es soll auf der einen Seite eine zu flache, auf der
anderen Seite eine zu tiefe Narkose vermieden werden. Eine zu flache Narkose führt zu
intraoperativer Wachheit und eventuell suboptimalen Operationsbedingungen, eine zu
tiefe Narkose zu unerwünschten hämodynamischen Komplikationen oder
Verschlechterung von Prozesszeiten im Operationsbereich (Mayer et al., 2007), unter
Umständen sogar nach neueren Studien zu einer Verschlechterung der Mortalität oder
Morbidität (Monk et al., 2005). Durch eine funktionierende Narkosentiefenmessung
könnte das Verständnis für die Wirkweise von Anästhetika verbessert werden.
1.1.1 Intraoperative Wachheit
Wachheit unter Narkose (Awareness) gehört bis heute zu den Komplikationen der
Allgemeinanästhesie, die Inzidenz wird insgesamt mit 0,1-0,2% (Ghoneim et al., 2009;
Sandin et al., 2000), je nach Patientengruppe mit bis zu 43% angegeben (Domino et al.,
1999). Typische Risikogruppen stellen kardiochirurgische, traumatologische sowie
geburtshilfliche Anästhesien dar. Während in den USA die Zahl der Awareness-
Ereignisse fällt, steigt die Anzahl der Klagen aufgrund von Awareness und machten
1999 2 % der Gesamtklagen gegen Anästhesisten in den USA aus.
Intraoperative Wachheit wird typischerweise durch Erinnerung an die Operation
charakterisiert, im Sinne einer expliziten Erinnerung an das Ereignis. Dies kann von
Erinnerung an Gesprächen während der OP bis hin zur Wahrnehmung stärkster
Schmerzen und Panikanfällen reichen. In diesen Fällen sind schwerste psychologische
Folgen im Sinne eines posttraumatischen Stresssyndromes beschrieben.
Die Möglichkeit der Formung eines impliziten Gedächtnisses unter
Allgemeinanästhesie gilt als erwiesen, allerdings ist noch ungeklärt, welche
Auswirkungen dies auf den Patienten haben kann (Dobrunz et al., 2007; Jones, 1994;
Schwender et al., 1997).
11
Intraoperative Wachheit stellt also auch heute eine ernstzunehmende Komplikation im
Rahmen einer Allgemeinanästhesie dar, mit z. T. weit reichenden Folgen sowohl für den
Patienten als auch für den Anästhesisten.
1.1.2 Überdosierung der Narkotika
Bei inadäquater zu tiefer Narkose kann es zu vermeidbaren intraoperativen und
postoperativen Komplikationen kommen. Einzelne Studien berichten, wenn auch
umstritten, von einer erhöhten Mortalität nach Allgemeinanästhesien mit tiefen Narkosen
(gemessen mit dem Aspect™-Monitor)(Lindholm et al., 2009; Monk et al., 2005).
Aufgrund der physiologischen Veränderungen im Alter und damit niedrigeren
Anästhetikabedarfs (Eger, 2001; Morgan et al., 2005) ist in der geriatrischen
Patientengruppe mit einer Häufung von zu tiefen Narkosen zu rechnen. Da die
Häufigkeit von Operationen an diesen Patienten aus demographischen Gründen steigt,
nimmt dieses Problem eine immer zentralere Stellung im Alltag des Anästhesisten ein.
Gerade in Zeiten von zunehmendem Kostendruck und gesteigerter Beachtung von
Prozessoptimierung im gegenwärtigen Gesundheitssystem steigt der Wunsch nach gut
steuerbaren Narkosen (Mayer et al., 2007; Punjasawadwong et al., 2007). Dies schlägt
sich deutlich in der Entwicklung von immer besser steuerbaren und kürzer wirksamen
Anästhetika nieder. Die Vermeidung von Überdosierungen dieser Anästhetika könnte
den Prozessablauf im OP verbessern und unter Umständen Medikamente einsparen
(O'Beirne und Patuzzi, 1999; Patuzzi und O'Beirne, 1999b; Recart et al., 2003).
1.1.3 Erforschung von Wirkungsweisen von Anästhetika
Neben diesen alltäglichen klinischen Aspekten könnte durch eine funktionierende
Narkosetiefenmessung auch die Erforschung von Medikamentenwirkungen profitieren,
insbesondere in der Kombination mit moderner Bildgebungstechnologie (Heinke und
Koelsch, 2005; Koelsch et al., 2006). Bis zum heutigen Tag ist die Wirkweise vieler
Anästhetika unbekannt oder nur in Teilen erforscht. Neben der objektiven
Quantifizierung der Narkosetiefe könnte mit dieser Methodik der Einfluss von
Medikamenten auf den Messparameter untersucht werden und damit auch Erkenntnisse
über die genauere Wirkweise eines Medikamentes gewonnen werden.
12
1.2 Methoden der Narkosentiefenmesssung
1.2.1 vegetative Zeichen
Während bei den Monoanästhesien z.B. mit Äther die Narkosetiefe anhand der
Pupillengröße, Atemtiefe, Bewegung etc. beurteilt wurde (Snow, 1847), ist dies bei den
modernen Kombinationsanästhesien unter gleichzeitiger Gabe von Analgetika,
Narkotika sowie Muskelrelaxantien nicht mehr möglich. Häufig wird die Narkosetiefe
heutzutage anhand von vegetativen Zeichen abgeschätzt (Evans, 1987). Diese
vegetativen Zeichen werden durch Komedikation des Patienten beeinflusst. Durch die
immer höhere Inzidenz dieser Komedikationen wie z.B. Beta-Rezeptorenblocker und die
unterschiedlichen Wirkungen der Anästhetika stellt die Abschätzung der Narkosetiefe
selbst für erfahrene Anästhesisten eine schwierige Aufgabe dar und kann anhand der
vegetativen Zeichen nicht sicher bestimmt werden (Nowak, 2008).
1.2.2 isolierter Unterarm
Die isolierte Unterarmtechnik stellt einen der frühen Versuche der modernen
Anästhesie dar, Wachheit unter Narkose zu detektieren (Tunstall, 1977). Vor Gabe
eines Muskelrelaxans wurde eine Blutdruckmanschette am Arm oberhalb des
systolischen Blutdrucks aufgepumpt, und die Patienten erhielten Anweisungen über
Kopfhörer von einem Tonband, die entsprechende Hand zu bewegen. In seiner ersten
Veröffentlichung zeigten 11 von 12 Patientinnen bei Kaiserschnittoperationen eine
Bewegung der Hand, allerdings ohne spätere Erinnerung an die OP. Aufgrund der
Technik ist diese Methode zeitlich eng limitiert (Ischämie der Extremität) und hat sich
nicht durchgesetzt.
1.2.3 EEG-Messung, BIS™, SEF
Im Rahmen der technischen Fortschritte wuchsen in den letzten Jahren auch die
Möglichkeiten, komplexere Parameter zu überwachen. Das Elektroenzephalogramm
(EEG) stellt die über die Kopfhaut abgeleitete Summe der Potentialänderungen der
kortexnahen und kortikalen Zellen dar. In der ersten Hälfte des 20. Jahrhunderts zeigte
sich, dass das EEG unter Einfluss bestimmter Medikamente, u. A. auch Anästhetika,
verändert wird (Berger H., 1929; Gibbs FA, 1937).
13
Die Interpretation eines Roh-EEG ist sehr komplex und zeitaufwändig, und für die
Überwachung der Narkosetiefe deshalb nicht praktikabel. Mit der Entwicklung der
Computertechnik konnten aber aufwendige Signalverarbeitungsalgorithmen zur
zeitnahen, automatisierten Auswertung entwickelt werden.
So ist es möglich, die in einem Roh-EEG enthaltenen Sinus- und
Kosinusschwingungen durch Fast Fourier Transformation zu ermitteln. Die daraus
entstehenden verschiedenen Frequenzspektren des EEG mit Darstellung der relativen
Anteile der einzelnen Spektren werden als EEG-Leistungsspektrum bezeichnet. Dies
zeigt unter Narkose charakteristische Veränderungen und ließ diese Methode als
Narkosetiefenmonitoring als viel versprechend erscheinen. (Bowdle und Ward, 1989;
Bruhn et al., 2006; Forrest et al., 1994).
Eine Weiterentwicklung der automatisierten EEG-Analyse stellt der so genannte
Bispectralindex (BIS™) dar. Hier werden verschiedene Parameter der EEG-Analyse
kombiniert (Leistungsspektrum, Burstsupression, Bispektralanalyse, Phasenspektrum)
und automatisiert in den BIS™ umgerechnet (Rampil, 1998) . Die Firma Aspect™
Medical vertreibt den so genannten BIS™-Monitor, der genaue Algorithmus der
Signalverarbeitung ist aber bis zum Zeitpunkt dieser Arbeit noch nicht vollständig
veröffentlicht. Der BIS™ wird bei diesem Gerät dimensionslos von 100 (wach) bis 0
(schlafend) angegeben und bietet damit eine einfache und schnelle Möglichkeit der
Beurteilung der Narkosetiefe auch ohne spezielle Kenntnisse der EEG-Analyse. Dies
hat unter anderem auch dazu geführt, dass dieser Monitor der verbreitetste
Narkosetiefenmonitor ist.
Möglicher methodischer Nachteil dieser EEG-Monitore ist, dass sie den Ist-Zustand
des Gehirns beobachten, nicht aber die Antwort auf einen Reiz. Typischerweise werden
bei Operationen aber Reize gesetzt, und ob der Patient auf den Reiz „Hautschnitt“ z.B.
reagiert, lässt sich bei einem niedrigen BIS™-Index unter Umständen nicht mit
Sicherheit voraussagen.
1.2.4 Evozierte Potentiale
Evozierte Potentiale (EP) stellen die Antwort des Nervensystems auf einen Reiz dar,
könnten daher also einen höheren prädiktiven Wert für die Narkosentiefenmessung
haben.
14
Heutzutage werden eine Reihe verschiedener Evozierter Potentiale für die
unterschiedlichsten Fragestellungen gemessen. Allen Messungen gemeinsam ist das
Grundprinzip. Ein sensorischer Reiz wird über die Nervenbahnen zum Kortex geleitet
und dort verarbeitet. In der Regel ist die einzelne Antwort der Kortexzellen im Grund-
EEG versteckt und nicht sichtbar. Durch repetitive Mittelungen lässt sich das EP jedoch
aus dem EEG herausfiltern. Da das Grund-EEG ein randomisiertes Rauschen darstellt,
führt eine repetitive Mittelung dieses Signals zu einer Nulllinie. Weil der Zeitpunkt der
Stimulusapplikation bekannt ist, kann das Signal in einem bestimmten Zeitfenster nach
der Stimulusapplikation jeweils aufsummiert und gemittelt werden. Das Grundrauschen
des EEG wird mit zunehmender Anzahl von Mittelungen kleiner, und die
Potentialveränderungen der Kortexzellen, die zeitlich mit dem Stimulus korrelieren,
werden sichtbar, da diese nicht herausgemittelt sondern aufsummiert werden. Diese
Kurve, die aus vielen einzelnen EEG-Spuren entsteht, wird als Mittelspur oder Average
bezeichnet. Dieses Grundprinzip liegt allen EP-Messungen zugrunde. Je mehr
Mittelungen durchgeführt werden, desto klarer wird die Mittelspur bei konstanter
Reizantwort, jedoch desto länger wird zur Erfassung dieser Mittelspur benötigt.
EP können je nach Modalität olfaktorisch, visuell, somatosensorisch oder akustisch
generiert werden.
Die auditorische Wahrnehmung scheint bei Narkose die stabilste Sinnesmodalität zu
sein, Patienten mit Wachheit unter Narkose können sich am ehesten an Gehörtes sowie
das Gefühl der Paralyse erinnern (Moerman et al., 1993; Sandin et al., 2000). Auch im
täglichen Leben scheint die auditorische Wahrnehmung für Menschen am ehesten
Warn-und Alarmfunktionen einzunehmen, wie zum Beispiel der Wecker am Morgen.
Dies prädestiniert zusätzlich mit praktischen Gesichtspunkten (in der Regel gute
Erreichbarkeit der Ohren) die akustisch evozierten Potentiale (AEP) als
Überwachungsparameter der Narkosetiefe.
1.3 Grundlagen der AEP/ MLAEP
1.3.1 Ursprung und Einteilung des akustisch evozierten Potentials
Nach Applikation eines akustischen Reizes wird in der Kochlea ein Potential
generiert, welches über den Akustikusnerv und Hirnstamm zum Kortex fortgeführt wird.
15
Die im AEP zu erkennenden Potentialveränderungen lassen sich einzelnen
anatomischen Strukturen zuordnen (Abbildung 1) (Thornton et al., 1989a). In Korrelation
mit dem zeitlichen Auftreten und der assoziierten anatomischen Strukturen lassen sich
die AEP in einen frühen, mittleren und späten Anteil einteilen. Picton et al. beschrieben
erstmals systematisch die einzelnen Anteile des AEP (Picton et al., 1974). Sie
beschrieben schon damals myogene und neurogene Komponenten des AEP.
16
Abbildung 1: Die Abbildung zeigt den Ursprung der einzelnen Signalanteile nach Thornton (Thornton
und Sharpe, 1998). Die anatomischen Areale sind beschriftet und weisen auf zeitlich nach dem Stimulus
auftretende Gipfel und Täler, im Englischen bezeichnet als positive und negative peaks. Als brainstem
response werden die frühen akustisch evozierten Potentiale bezeichnet, und deren Gipfel und Täler
werden mit den römischen Zahlen I bis VI benannt. Die akustisch evozierten Potentiale mittlerer Latenz
entstehen durch die early cortical response, das bedeutet durch die frühe Antwort im Kortex. Das erste Tal
wird mit N0 benannt, das zweite Tal mit Na und das dritte Tal mit Nb. Der erste Gipfel erhält den Namen
P0, der zweite Gipfel Pa. Die späten akustisch evozierten Potentiale stellen die late cortical response dar,
sie sind die späte kortikale Antwort auf den akustischen Reiz. Die Täler werden in zeitlicher Reihenfolge
mit N1und N2 benannt, die Gipfel mit P1 und P2.
1.3.1.1 Neurogene Komponente des AEP
1.3.1.1.1 BAEP
Die frühen AEP werden auch als brainstem auditory evoked potential (BAEP)
bezeichnet und werden vor allem bei der Diagnostik von Hörstörungen verwendet. Sie
treten typischerweise von 0 bis 10 ms nach dem Reiz auf. Von Picton wurden sechs
17
positive Gipfel beschrieben, die von I-VI nummeriert werden (Picton et al., 1974). Den
einzelnen Gipfel werden jeweils anatomische Strukturen der Hörbahn zugeordnet:
Akustikusnerv, Nukleus kochlearis, Komplexus olivarius superior, lemniskus lateralis,
kollikulus inferior, korpus genikulatum mediale. Die BAEP scheinen unter Narkose stabil
zu sein (Thornton, 1991), sie werden typischerweise zum Beispiel bei Hörprüfungen von
Kleinkindern unter Allgemeinanästhesie durchgeführt.
1.3.1.1.2 MLAEP
Die AEP mittlerer Latenz (MLAEP) werden auch als early cortical response
bezeichnet und werden in den Temporallappen generiert (Yvert et al., 2001). Es entsteht
eine typische Wellenform, die Maxima und Minima werden nach dem Erstbeschreiber
Picton als N0, P0, Na, Pa und Nb bezeichnet (Picton et al., 1974). Sie erscheinen
typischerweise zwischen 10-50 ms nach dem Stimulus. Vielfache Publikationen haben
gezeigt, dass sich das MLAEP unter Narkose scheinbar charakteristisch verändert
(Mantzaridis und Kenny, 1997; Newton et al., 1992; Schwender et al., 1994; Sebel et al.,
1985; Thornton et al., 1985; Thornton et al., 1988; Thornton et al., 1989b; Thornton et
al., 1989a). Unter zunehmender Anästhesietiefe wird eine Latenzzunahme der Maxima
und Minima sowie eine Amplitudenabnahme des Signals beschrieben.
Mittlerweile sind auch kommerzielle Geräte erhältlich, mit denen mittels MLAEP die
Narkosetiefe gemessen werden soll (Capitanio et al., 1997; Jensen et al., 1996; Litvan
et al., 2002b; Litvan et al., 2002a). Diese Monitore sollen die aufwendige, langwierige
und Expertise erfordernde Auswertung des MLAEP vereinfachen und damit ein
perioperatives Monitoring ermöglichen.
1.3.1.1.3 LLAEP
Die späten akustischen Potential (LLAEP) (late cortical response) stellen die
emotionale und kognitive Verarbeitung des Reizes dar und spielen in der
Neurologie/Psychiatrie eine Rolle. Aufgrund ihrer großen Variabilität (Picton und
Hillyard, 1974) sind sie zur Narkosetiefenmessung ungeeignet.
1.3.1.2 Myogene Komponente des AEP
Picton beschrieb vier unterschiedliche myogene Komponenten des AEP: den
Postaurikularis Reflex (PAR), den Temporalis Reflex, den Nackenmuskelreflex und den
18
Frontalis Reflex (Picton und Hillyard, 1974). Diese ließen sich durch das Anspannen
bestimmter Muskeln bahnen und verstärken. Von großer Bedeutung ist hierbei der
Postaurikularis Reflex oder „Ohrstellreflex“. Sein afferenter Schenkel läuft über die
Hörbahn und obere Olive zum Fazialiskern. Der N. fazialis gibt nach Austritt aus dem
Foramen stylomastoideum einen Ast an den M. aurikularis posterior ab (Buettner und
Trost, 1985). Bei Innervation kann durch die Muskelstimulation hinter dem Ohr ein relativ
starkes Muskelpotential abgeleitet werden (bis zu 250 µV), welches um bis zu 250-mal
größer ist als das AEP. Patuzzi und O’Beirne wiesen nach, dass der PAR von der
Lautstärke des Klicks, der Augenstellung sowie von der Elektrodenposition abhängig ist
(Patuzzi und O'Beirne, 1999b). Bei Blickrichtung auf den Stimulus steigt der
Muskeltonus des Postaurikularis Muskels, bei Stimulation entsteht ein entsprechend
stärker ausgeprägter PAR. Bei Positionierung der Ableitelektrode auf dem Muskel
werden die größten Muskelpotentiale gemessen. Die Seite der Stimulation spielt für die
Latenzen und Amplituden des PAR eine untergeordnete Rolle, es bestanden nur kleine
Differenzen in den Signalspuren bei ipsilateraler oder kontralateraler Stimulation. Die
Größe der neurogenen Komponente des AEP wird mit kleiner als 1 µV angegeben (Bell
et al., 2004; O'Beirne und Patuzzi, 1999), die Amplitude des PAR variiert zwischen
größer 1 µV bis zu 250 µV. Typischerweise entsteht bei circa 10 bis 15 ms ein
vertexpositiver Ausschlag mit konsekutivem negativem Ausschlag bei circa 15 bis 25
ms.
19
Abbildung 2: Dargestellt sind die Amplitude und die Wellenform des Postaurikularis Muskelreflexes
(O'Beirne und Patuzzi, 1999)
1.4 Probleme bei der Messung des MLAEP
1.4.1 Reproduzierbarkeit
Die Anwendung des MLAEP zur Narkosentiefenmessung hängt von einer guten
Reproduzierbarkeit des Signals ab. Zahlreiche Veröffentlichungen haben den Einfluss
von Anästhetika auf das MLAEP untersucht. Allerdings ist das Zuordnen von
bestimmten Maxima und Minima auf das Signal teilweise nicht eindeutig zu vollziehen,
insbesondere im perioperativen Bereich mit einer Vielzahl von Artefaktquellen.
20
In einer Studie (Schneider et al., 2003) wurde mehreren Experten die gleichen
Signalspuren vorgelegt. Man bat sie, diese nach Qualität einzustufen. Das Resultat
zeigte, dass es große Unterschiede zwischen den Einschätzungen der Experten gab.
Schneider schloss daraus, dass statt einer visuellen eine automatisierte Methode zur
Signalbewertung der AEP notwendig sei.
Jedoch ist auch bei einer automatisierten Auswertung eine möglichst hohe
Reproduzierbarkeit zu fordern. Alle bisher veröffentlichten automatisierten AEP-
Messungen verwendeten Algorithmen, die schlussendlich die Länge des Signals maßen
(Mantzaridis und Kenny, 1997; Struys et al., 2002). Wurde durch Artefakte die
Signalspur verlängert, ergaben sich hier ähnliche Probleme wie bei der visuellen
Analyse des Signals.
Auffällig ist, dass die Aufnahmetechnik der einzelnen Expertengruppen sehr
heterogen war, es wurden unterschiedlichste Ableitungen, Filtereinstellungen und
Stimulationslautstärken verwendet.
Als typische Artefaktquellen gelten der Postaurikularis Reflex, damit
zusammenhängend die Stimuluslautstärke, sowie die Filtereinstellungen (Bell et al.,
2004).
1.4.1.1 Postaurikularis Reflex
Von den meisten MLAEP-Arbeitsgruppen sowie dem kommerziell erhältlichen
Narkosetiefenmonitor wird eine Elektrode hinter dem Ohr auf dem Mastoid platziert
(Bonhomme et al., 2000; Kochs et al., 2001; Kurita et al., 2001; Litvan et al., 2002b;
Litvan et al., 2002a; O'Beirne und Patuzzi, 1999; Rundshagen et al., 2002; Vaughan et
al., 2000; Wright et al., 2004). Hierdurch kann es zu myogenen Artefakten bei der AEP-
Aufzeichnung kommen. Während bei der Taubheitsdiagnostik das Auftreten eines PAR
unter Umständen sogar gewünscht ist (Patuzzi und O'Beirne, 1999a; Patuzzi und
O'Beirne, 1999b; Patuzzi und Thomson, 2000), sollte bei der MLAEP-Analyse zur
Narkosentiefenmessung dieser Artefakt nach Möglichkeit gemieden werden (Bell et al.,
2004; Tooley et al., 2004). Umso unverständlicher ist es, dass die für die Messung eines
PAR empfohlenen Ableitungen auch zur Messung des MLAEP verwendet werden. Die
muskulären Artefakte des PAR überlagern die neurogene Komponente des AEP und
21
machen eine Spuranalyse mit Bestimmung von Latenzen und Amplituden der
neurogenen Komponente schwierig oder gar unmöglich.
Bei den automatisierten Analysen, wie zum Beispiel im A-Line Monitor der Firma
Danmeter, wird zur Erstellung des Index unter anderem auch die Länge der AEP-Spur
analysiert(Jensen et al., 1998). Bei tiefer Narkose wird bei größer werdenden Latenzen
und kleiner werdenden Amplituden die Spur kürzer. Überlagert eine große myogene
Komponente die neurogenen Elemente wird die Aussagekraft des Index eingeschränkt.
Er fällt zwar ab, da durch den mit steigender Narkosetiefe abnehmenden Muskelreflex
die Spur kürzer wird, allerdings kann vom fehlenden Reflex (z.B. bei Verwendung eines
Muskelrelaxans) nicht auf eine bestimmte Narkosetiefe geschlossen werden (Paprotny,
2006; Wenningmann et al., 2006).
Zwecks Vermeidung des PAR wurde bereits eine alternative Ableitung
vorgeschlagen, bei der die Elektroden nicht in der Nähe des Postaurikularis Muskels
platziert wurden (Tooley et al., 2004).
Abbildung 3: Die Abbildung zeigt die oberflächliche Muskulatur des Menschen im Bereich des
Kopfes. Der Postaurikularis Muskel befindet sich direkt hinter dem Ohr.
22
1.4.1.2 Filtereinstellungen
Die gemessenen Signale werden typischerweise gefiltert, um Artefakte, z. B. durch 50
Hz Rauschen des Stromnetzes, zu unterdrücken (Thornton, 1975). Hierbei kann es aber
durch die Filter zur Bildung von AEP-ähnlichenh Signalspuren kommen, die dann
lediglich ein Artefakt des Filters darstellen, aber so unter Umständen die Ergebnisse in
ähnlicher Weise wie der PAR beeinflussen. Fallen PAR und Filterartefakte zusammen,
ist aufgrund der Größe des PAR die Filterdistorsion entsprechend größer und damit die
Qualität der aufgezeichneten Spur weiter verschlechtert. Dies ist schon früher
beschrieben worden (Scherg, 1982a); die aus dieser Arbeit resultierenden
Empfehlungen fanden jedoch wenig Umsetzung in den MLAEP–Studien nach 1982. In
vielen Studien wurde neben einer primären Analogfilterung eine digitale Filterung
durchgeführt, unter Umständen wurde das Signal anschließend noch zusätzlich durch
z. B. einen 3-Punkt-Filter geglättet (Wright et al., 2004).
1.4.1.3 Stimulationslautstärke
Das Aufkommen des PAR hängt unter anderem auch von der Höhe der
Stimulationslautstärke ab. Scherg und Volk untersuchten schon 1983 unterschiedliche
Stimulationslautstärken und Stimulationspluse sowie deren Auswirkungen auf das
gemessene Signal (Scherg und Volk, 1983). Sie fanden neben einer häufigeren Inzidenz
von myogenen Antworten bei höherer Stimulationslautstärke auch eine
Latenzverzögerung bei niedrigerer Lautstärke. Nichtsdestotrotz waren MLAEP auch mit
30 und 20 dB messbar. O`Beirne und Patuzzi wiesen neben der Laustärkenabhängigkeit
des PAR auch nach, dass dieser bis hin zu niedrigen Stimulationslautstärken von 10 dB
nachgewiesen werden kann (O'Beirne und Patuzzi, 1999). In der damaligen
Untersuchung wurde allerdings versucht, einen PAR zu messen und die Elektroden
wurden bewusst auf dem Postaurikularis Muskel platziert.
Die meisten Studien über das MLAEP als Narkosetiefenmessung verwendeten
Lautstärken von 65 dB bis 80 dB. Hierdurch kann aber, entgegen der wahrscheinlich
erhofften Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses der neurogenen Komponente,
durch die höhere Inzidenz von myogenen Artefakten die Signalqualität leiden.
23
1.5 Praktische Verbesserungsmöglichkeiten der MLAEP-Messung
Zwecks Verbesserung der Reproduzierbarkeit der MLAEP-Messungen bieten sich
verschiedenen Modifikationen bei der Signalerfassung an.
1.5.1 Ableitorte
Eine Elektrodenposition, bei der der PAR nicht erscheint, aber ein AEP erfasst
werden kann, wäre optimal. Neben der Vermeidung des Postaurikularis Muskels als
Elektrodenplatzierung könnte eine Streckenverkürzung zwischen zwei Elektroden
weniger durch Artefakte beeinflusst werden. Da sich der auditorische Kortex temporal
befindet, scheint eine Ableitung über die temporale Schädelhaut zur Erfassung des
AEPs als sinnvoll.
24
Abbildung 4:5Elektrodenpositionierung nach dem 10/20 System, (Chudler, 2009)
Abbildung 5: Position des auditorischen Cortex, Abbildung aus (Despopoulos und Silbernagel, 2003)
In dieser Studie sollten alternative Ableitungen mit der „klassischen“ Ableitung
A1(Mastoid)-Fpz verglichen werden. Es wurden die Ableitungen C3-T3, C3-T5 sowie
F7-T5 untersucht. Diese drei Ableitungen bilden verschiedene Vektororientierungen auf
der Kopfhaut über dem vermuteten auditorische Kortex. Der Postaurikularis Muskel
wurde als Elektrodenplatzierung in dieser Konfiguration gemieden, die Strecke zwischen
den Ableitpunkten war kleiner als in der A1-Fpz-Ableitung.
25
1.5.2 Lautstärke
Durch Reduktion der Lautstärke wird das muskuläre Artefaktsignal kleiner oder
verschwindet, trotzdem kann aber ein neurogenes Signal abgeleitet werden. Dies kann
genutzt werden, um die Qualität der MLAEP-Aufzeichnung zu steigern.
In dieser Untersuchung sollte der Einfluss drei verschiedener Stimulationslautstärken
(70, 50 und 30 dB oberhalb des durchschnittlichen Hörvermögens) untersucht werden.
1.5.3 Filtereinstellungen
Die Filtereinstellungen variierten in den bisher veröffentlichten Arbeiten sehr stark.
Dies lag unter anderem an den kontinuierlichen Fortschritten der Technik (Möglichkeiten
des Digitalfilters).
Da die MLAEP-Messung sehr artefaktanfällig ist, wurde durch Einsatz verschiedener
Filter versucht, ein möglichst „klares“ MLAEP-Signal zu erfassen unter der Vorstellung,
der Filter würde die Artefakte reduzieren. Bell et al. beschrieben die Problematik der
Phasen-Distorsion durch Filter, vor ihnen gingen auch viele andere Autoren auf die
Filterproblematik ein (Bell et al., 2004; Scherg, 1982a; Tooley et al., 2004), es hat sich
aber keine einheitliche Empfehlung durchgesetzt.
Es sollte in dieser Studie unter anderem der Einfluss der Filter auf ein MLAEP-Signal
sowie eventuelle Vor- und Nachteile der verschiedenen Filtereinstellungen untersucht
werden.
1.6 Zielsetzung
Ziel dieser Studie war zu überprüfen, ob ein reproduzierbares MLAEP-Signal
abzuleiten war, und unter welchen Bedingungen Artefakte am besten vermieden werden
konnten. Dies ist für die Weiterentwicklung des MLAEP als Narkosentiefenparameter mit
automatischer Analyse essentiell.
Zu diesem Zweck sollte untersucht werden:
1. bei zeitgleicher Stimulation die klassische Elektrodenkonfiguration (A1-
Fpz) sowie drei alternative, temporale Positionierungen und der Einfluss
des PAR, wenn vorhanden, auf die alternativen Positionen.
2. das Verhalten des Signals unter Berücksichtigung des PAR bei
unterschiedlichen Stimulationslautstärken.
26
3. das Verhalten des Signals unter Berücksichtigung der unterschiedlichen
Ableitungen bei unterschiedlichen Stimulationslautstärken.
4. den Einfluss von Filter auf das Signal, mit und ohne PAR.
5. die Form, unter Berücksichtigung der Ergebnisse der vorherigen Fragen,
eines typischen, reproduzierbaren MLAEP.
6. die Ableitung einer Empfehlung aus den Ergebnissen zur Messung von
MLAEP.
27
2 Material und Methoden
2.1 Probanden
2.1.1 Probandenkollektiv
In der ersten Messreihe wurden an insgesamt 12 Probanden AEP abgeleitet. Die
Gruppe der Probanden bestand aus 5 Frauen und 7 Männern im Alter von 23 bis 53
Jahren. Alle Probanden hatten einen ASA-Status I-II und standen unter keiner
Dauermedikation.
In der 2. Messreihe wurde bis auf eine weibliche Probandin an denselben Probanden
AEP abgeleitet.
2.1.2 Hörvermögen der Probanden
Bei keinem Probanden waren anamnestisch oder grob klinisch Störungen des
Hörsinnes zu erheben, alle Probanden vernahmen die leiseste Stimulationslautstärke
von 30 dB (entspricht einem ruhigen Zimmer).
2.1.3 Aufmerksamkeitsgrad der Probanden
Da die Probanden jederzeit sofort ansprechbar waren, ist eine Beeinflussung der
Messung durch z.B. Tiefschlafphasen nicht zu erwarten. Die Stimulation erfolgte mit den
verschiedenen Lautstärken in der Reihenfolge 70, 30, und 50 dB. Diese Reihenfolge
wurde gewählt, um den Aufmerksamkeitsgrad der Probanden mit zunehmender Dauer
der Messung durch Monotonie und immer leisere Klicks nicht zu stark zu reduzieren.
2.2 Gerät
Zur Aufnahme wurde ein Nicolet Viking IV Quest™ Gerät verwendet. Dieses gehört
zu den Standardgeräten für elektrophysiologische klinische Messungen. Die Qualität der
technischen Apparatur entspricht anerkannten Standards.
Die AEP wurden biaural stimuliert, die vom Gerät generierten „Rarefaction“-Klicks
wurden über Schläuche vom Klickgenerator mit einer Frequenz von 6,5 Hz in die
Ohrstöpsel geleitet (Vermeidung elektrischer Artefakte). Die AEP wurden über 4 Kanäle
(4 Ableitungen) aufgezeichnet, die Mittelspuren (averages), bestehend aus 512
28
Einzelspuren, wurden dann gespeichert und als Textfile ausgegeben. Als
Artefakterkennung wurde die im Gerät implementierte Software verwendet. Die auf dem
Monitor angezeigten Spuren wurden ausgedruckt und dienten später als
Kalibrationsgrundlage und Kontrolle. Es wurden die ersten 100 ms nach Klickstimulus
mit einer Sampling-rate von 10000 Hz aufgezeichnet. Um die Daten weiter prozessieren
zu können wurden die Textfile-Daten in Excel weiterverarbeitet. Die generierten Spuren
wurden mit den Ausdrucken der Nicolet-Software abgeglichen. Nach Ermittlung eines
Kalibrierungsfaktors zeigten die Spuren in den Excel Arbeitsblättern die gleichen
Ordinaten-Werte wie die Ausdrucke des Gerätes.
2.3 Kopfhaube
Zur Ableitung der Signale wurde eine konventionelle EEG 10/20 Kopfhaube
modifiziert. Es wurden alle nicht benötigten Ag/AgCl Cup-Elektroden entfernt, so dass
lediglich die 10/20 Punkte A1, Fpz, C3, T3, T5 und F7 auf der linken Kopfseite
übrigblieben. Als Erdung wurde eine Cup-Elektrode auf der rechten Stirnseite belassen.
Durch die Kopfhaube gelang es, nach Applikation von Elektrodengel Impedanzen kleiner
als 10 kOhm zu erreichen. Zur Sicherung und Anpassung wurde die Haube mittels eines
selbsthaftenden Verbandswickels zusätzlich fixiert, so dass ein Verrutschen der Haube
während der Messungen nicht möglich war.
2.4 Ableitungen
Die alternativen Ableitungen sollten die vermutete Lokalisation des auditorischen
Kortex vektoriell erfassen. Deswegen wurden neben der „klassischen Ableitung“ A1-Fpz
die Ableitungen C3-T3, C3-T5 sowie F7-T5 gewählt.
Es zeigte sich, dass die Kurven in den neuen Ableitungen eine umgekehrte Polarität
zur Ableitung A1-Fpz hatten, deswegen wurde zum besseren Vergleich die Polarität der
temporalen Ableitungen in den Abbildungen umgekehrt.
29
2.5 Messbedingungen
2.5.1 Messort und Umfeld
Alle Messungen fanden im gleichen Raum statt. Im Raum verliefen übliche
Stromleitungen, eine besondere Abschirmung der Probanden oder der Apparatur gegen
elektromagnetische Störungen fand nicht statt. Wesentliche Beeinflussung durch
Störrauschen war in den gemittelten Spuren lediglich bei Proband VH zu vermuten
(siehe Abbildung 25).
Während der Messung wurde das Licht gedimmt, die Tür zum Flur vor dem Raum
geschlossen und auf eine ruhige Umgebung außerhalb des Zimmers geachtet.
Die Probanden lagen auf einer Liege und wurden gebeten sich zu entspannen und
die Augen zu schließen. Durch diese Maßnahmen sollte eine Verstärkung des PARs
vermieden werden (Patuzzi und Thomson, 2000). Nach Überprüfung der Impedanzen (<
10 kOhm) wurden die Probanden für 20 Minuten mit 70 dB (nHL, normalized Hearing
Level) biaural stimuliert.
2.5.2 1. Messreihe Filtereinstellungen und Lautstärke
In der ersten Messreihe wurden das eingehende Signal mit einem 0,2-250 Hz
Bandpassfilter gefiltert. Zwecks Vermeidung von Artefakten durch die in Deutschland
üblichen 50 Hz Wechselstromleitungen wurde zusätzlich ein so genannter „Notch“ oder
„Bandsperren“ Filter eingesetzt. Dieser konnte im Menu des Aufnahmegerätes an oder
ausgeschaltet werden. Der „Notch-Filter“ soll genau die Frequenz 50 Hz aus dem Signal
herausfiltern.
Nach einer 20-minütigen Stimulation mit 70 dB wurden die Probanden 10 Minuten mit
30 dB und daraufhin nochmals 10 Minuten mit 50 dB stimuliert. Die hier gemessenen
Signale sollten zur Untersuchung des Einflusses der Stimulationslautstärke eingesetzt
werden.
2.5.3 2. Messreihe Filtereinstellungen und Lautstärke
In der 2. Messreihe wurde an einem anderen Tag unter sonst gleichen Bedingungen
gemessen, die Filtereinstellung wurde jedoch verändert. Die Probanden wurden 20
Minuten biaural mit 70 dB stimuliert, die Filter wurden geöffnet auf 0,2 Hz Hochpassfilter
und 1000 Hz Tiefpassfilter, der 50 Hz Bandsperrenfilter wurde ausgeschaltet. Durch
30
diese Messreihe konnte insbesondere der Einfluss des Notch-Filters auf das Signal
untersucht werden, außerdem bot die 2. Messreihe die Möglichkeit, die
Reproduzierbarkeit des MLAEP über die Zeit am fast gleichen Probandenkollektiv zu
überprüfen.
Die zwei Probanden-Messreihen mit unterschiedlichen Filtereinstellungen
unterschieden sich durch einen Probanden, der in der 2. Messreihe nicht mehr zur
Verfügung stand. Wenn diese Messreihen verglichen wurden, wurde der
ausgeschiedene Proband aus den Mittelungen der 1. Gruppe nicht berücksichtigt.
2.6 Signalanalyse
2.6.1 Detektion des PAR
Zwecks Objektivierung der PAR-Detektion wurde eine Amplitudenschwankung von
mehr als 1 µV im Bereich von 10-20 ms als positiver PAR gewertet. Die Größe der
neurogenen Komponente wird gemeinhin als maximal 1 µV angegeben, aus diesem
Grund erschien dieses Vorgehen als zweckmäßig und wurde angewandt (Tooley et al.,
2004).
2.6.2 Latenzen und Amplituden
Zum Vergleich mit den in der Literatur beschriebenen Daten wurde bei den
Mittelspuren die Latenzen und Amplituden der Signale bestimmt. Die Zuordnung der
Maxima und Minima geschah off-line und wurde durch dieselbe Person durchgeführt.
Bei zu starker Artefaktüberlagerung beziehungsweise nicht eindeutigem Kurvenverlauf
wurde der Punkt als nicht messbar eingestuft. Es wurde versucht, das größte Maximum
des BAEP zu identifizieren (Gipfel V), sowie die Punkte N0, P0, Na, Pa und Nb. Die
Latenzen wurden nach Klick in ms angegeben, die Amplituden wurde in Relation zu 0
µV gemessen.
2.6.3 Visueller Vergleich der Signalspuren
Zwecks Vergleich der unterschiedlichen Modifikationen in den Aufnahmebedingungen
wurden die zu vergleichenden Signalspuren übereinander gelagert und visuell
verglichen. Mittels einem eigens für diese Untersuchung entwickelten Programms auf
Basis von Matlab 7.0 (Mathworks™, Natick, MA, USA) war es möglich, nach Belieben
31
unterschiedliche Mittelspuren mit bestimmten Eigenschaften zu kombinieren und
darzustellen (z.B. alle Probanden mit 30 dB Stimulationslautstärke und Ableitung A1-
Fpz).
Die dadurch generierten Abbildungen erlaubten einen direkten Vergleich
unterschiedlicher Mittelspuren und damit die unmittelbaren Auswirkungen der
veränderten Aufnahmebedingungen (z.B. die unterschiedliche Signalform bei
verschiedenen Ableitungen).
32
3 Ergebnisse
3.1 Einfluss der Lautstärke auf das Signal über A1-Fpz
3.1.1 Mittelspuren aller Probanden über A1-Fpz mit 70 dB, 50 dB und 30 dB Stimulationslautstärke
Um den Einfluss unterschiedlicher Lautstärken auf das MLAEP zu untersuchen,
wurden zunächst die gemittelten Spuren (averages) der einzelnen Probanden über die
Ableitung A1-Fpz zusammengerechnet, erneut gemittelt und dargestellt. Dies bedeutet,
dass in der Abbildung in einer Kurve sämtliche gemittelte Spuren der 12 Probanden bei
einer definierten Lautstärke enthalten sind.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
3
ms
µV
allA1Fp70on
V
N0
P0
Na
Pa
P1
Nb
A1- Fpz, 70 dB
Abbildung 6: gemittelte Spuren (average) der 12 Probanden bei 70 dB Stimulationslautstärke, über A1-
Fpz abgeleitet, mit Filtern 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Die Abszisse zeigt die Zeitachse nach dem
Klickreiz in ms, die Ordinate die Spannung in µV. Die verschiedenen Maxima und Minima wurden nach
der üblichen Nomenklatur (Thornton et al., 1989a) bezeichnet.
33
Abbildung 6 zeigt die Mittelspur (average) der 12 Probanden bei 70 dB
Stimulationslautstärke über die „klassische“ A1-Fpz-Ableitung mit 0,2 Hz Hochpass- und
250 Hz Tiefpassfilter mit eingeschaltetem Notch-Filter. Die resultierende Kurve mit den
hier entstehenden Maxima und Minima (im Englischen als positive und negative peaks
bezeichnet), lassen sich nach der üblichen Nomenklatur (Thornton et al., 1989a) mit V,
N0, P0, Na, Pa, Nb bezeichnen.
Die maximale Amplitude zwischen zwei peaks (P0-Na) betrug fast 5 µV. Während
die Maxima und Minima V, N0, P0, Na und Pa zu den in der Literatur (Abbildung 1)
angegeben Zeitpunkten auftraten, war der Zeitpunkt des Gipfels P1 bei 50 ms
beschrieben, während er hier bei 42 ms auftrat. Der Zeitpunkt des Tals Nb, in der
Literatur als letztes MLAEP-Tal bei 35-42 ms beschrieben, trat hier bei 30 ms auf.
Insgesamt unterlagen die Latenzangaben in der Literatur jedoch großen Schwankungen,
so dass der Kurvenverlauf und die Identifikation der Maxima und Minima konsistent
erschienen.
Wurde nun die Stimulationslautstärke auf 50 dB gesenkt, ergab sich unter sonst
identischen Bedingungen der Kurvenverlauf in Abbildung 7.
34
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
ms
µV
allA1Fp50on
V
Nb
Pa
Na
P0
N0
A1- Fpz, 50 dB
Abbildung 7: gemittelte Spuren der 12 Probanden bei 50 dB, über A1-Fpz abgeleitet, mit Filtern
0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Die Skalierung der Abszisse ist gleich zu der in Abbildung 6, wohingegen sich
die Ordinate über einen erheblich kleineren Potentialbereich erstreckt. Das Maximum Pa und das
Minimum Nb traten im Vergleich zu späteren Zeitpunkten auf.
Zu beachten ist, dass die Skalierung der y-Achse (Ordinate) im Vergleich zur
Vorabbildung verändert wurde. Die maximale Amplitude zwischen zwei peaks betrug
nun weniger als 1,2 µV. Außerdem wurde die maximale Amplitude nicht durch den
Gipfel P0 und das Tal Na gebildet, sondern durch Na und Pa. Der sehr prominente
Amplitudenverlauf zwischen 10 und 20 ms nach Klick bei 70 dB Stimulationslautstärke
war bei 50 dB deutlich reduziert. Die Latenzen der Maxima und Minima verschoben sich
nach rechts. Während die frühen Maxima und Minima (V, N0, P0, Na) ungefähr im
gleichen Latenzbereich verblieben (bei reduzierter Amplitudenhöhe) wie bei 70 dB
Stimulationslautstärke und lediglich eine leichte Verzögerung auftrat, erschienen die
Maxima und Minima Pa und Nb deutlich später als bei 70 dB Stimulationslautstärke.
35
Entweder wurde das Signal durch die Erniedrigung der Lautstärke verlangsamt, oder
es kam zur Suppression eines Maximums und Minimums, da Pa bei 50 dB zum gleichen
Zeitpunkt auftrat wie P1 bei 70 dB.
Das Ergebnis einer weiteren Absenkung der Stimulationslautstärke auf 30 dB unter
sonst gleichen Bedingungen zeigt der Kurvenverlauf in Abbildung 8.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.6
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
µV
ms
allA1Fp30onV
N0
P0
Na
Pa
Nb
A1- Fpz, 30 dB
Abbildung 8: gemittelte Spuren der 12 Probanden bei 30 dB, über A1-Fpz abgeleitet, mit Filtern
0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Die Ordinate zeigt erneut niedrigere Potentialschwankungen als die Ordinate
in Abbildung 7. Die Maxima und Minima traten zu geringfügig späteren Zeitpunkten auf als in Abbildung 7.
Es resultierte eine weitere Amplitudenreduktion, die maximale Amplitude, wieder
zwischen Pa und Nb, betrug weniger als 0,9 µV. Insgesamt war dieser Kurvenverlauf
dem Kurvenverlauf bei 50 dB Stimulationslautstärke sehr viel ähnlicher als dem Verlauf
der Kurve bei 70 dB Stimulationslautstärke. Insbesondere lag dies am fehlenden hohen
Ausschlag zwischen 10 und 20 ms.
36
Zum besseren Vergleich wurden nun die 3 Kurven aus den vorherigen Abbildungen
übereinander gelagert (Abbildung 9).
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
3
ms
µV
allA1Fp70onallA1Fp50onallA1Fp30on0 10 20
-505
ms
µV
70 dB
50 dB
30 dB
Abbildung 9: gemittelte Spuren der 12 Probanden bei 30, 50 und 70 dB, über A1-Fpz abgeleitet, mit
Filtern 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Überlagerung der Spuren aus Abbildung 6 bis Abbildung 8. Im direkten
Vergleich fällt der Unterschied zwischen 70 dB Stimulationslautstärke und den niedrigeren
Stimulationslautstärken auf, insbesondere das Maximum zwischen 22 und 31 ms, das bei 70 dB
vorhanden war und bei 30 und 50 dB nicht auftrat. Zu Beachten sind auch die leichten
Latenzverschiebungen nach rechts der Gipfel und Täler V, N0, P0, Na mit abnehmender Lautstärke.
Der Vergleich verdeutlicht, dass die Lautstärke des Klicksignals einen Einfluss auf die
gemittelten Spuren der einzelnen Lautstärken hatte. Bei niedrigerer Lautstärke wurde
das Signal kleiner, die Latenzen V, N0, P0, Na verschoben sich nach rechts. Bei 70 dB
Stimulationslautstärke erschien ein Signalverlauf, der nach O’Beirne mit der myogenen
Antwort des Postaurikularis Reflexes (PAR) zu vereinbaren war (O'Beirne und Patuzzi,
1999). In der 70 dB Spur lässt sich ein zusätzliches Maximum und Minimum erkennen,
welches bei 30 und 50 dB Stimulationslautstärke nicht zu erkennen war.
Der Unterschied im Signalverlauf zwischen 50 und 30 dB Stimulationslautstärke war
im Vergleich zum Unterschied zwischen 70 dB und 30 dB beziehungsweise 70 dB und
37
50 dB als gering einzustufen, interessant ist jedoch auch hier die zu erkennende
Latenzverschiebung nach rechts mit sinkender Lautstärke.
Da die hier dargestellten Kurven die gemittelten Spuren von 12 Probanden darstellen,
stellte sich nun die Frage, ob die in der Mittelung deutlich gewordenen Kurvenverläufe
auch schon bei den einzelnen Probanden sichtbar waren.
3.1.2 Variationen der Spuren über A1-Fpz zwischen den Probanden sowie mit unterschiedlichen Stimulationslautstärken
Tooley hatte versucht, eine Grenze zwischen dem Postaurikularis Reflex (PAR) und
dem neurogenen Anteil des evozierten Potentials zu definieren (Tooley et al., 2004).
Folgt man dieser Definition (eine Amplitude von größer 1 µV zwischen 10 und 20 ms
nach Stimulus), dann zeigte sich in der gemittelten Spur aller Probanden bei 70 dB
Stimulation (Abbildung 6) ein PAR, mit sinkender Lautstärke verschwand er. Zwecks
Überprüfung der interindividuellen Varianz dieses PAR wurden nun die Kurven der
einzelnen Probanden bei drei unterschiedlichen Lautstärken (70, 50 und 30 dB)
dargestellt.
38
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
Abbildung 10: Für jeden der 12 Probanden wurden die gemittelten Spuren der einzelnen Lautstärkenaufgetragen. In jedem Graphen eines Probanden wurden die resultierenden Signalspuren der dreiunterschiedlichen Stimulationslautstärken (70, 50, 30 dB) aufgetragen. Die Ableitung erfolgte über A1-Fpz, Filter 0,2- 250 Hz, Notch- Filter an. Zu beachten sind die unterschiedlichen Skalierungen der Ordinaten. Einige Probanden fielen durch sehr unterschiedliche Kurvenverläufe auf, andere hingegen zeigten sehr reproduzierbare Spuren bei allen drei Lautstärken. Ein Signal mit einer Amplitude von größer 1µV zwischen 10 und 20 ms nach Klick war in den Mittelspuren mit 70 dB Stimulation bei den Probanden BU, IW, JW, SP und SS zu beobachten.Bei leiserer Stimulation zeigte lediglich Proband IW bei 50 dB ein entsprechend großes Signal.
2
3
ms
µV
BU
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
CS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-2
-1
0
1
2
3
4
ms
µV
IW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
2
ms
µV
MB
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-4
-3
-2
-1
0
1
ms
µV
SS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
CD
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1.5
-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
HS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-20
-10
0
10
20
ms
µV
JW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
2
ms
µV
MB
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-10
-5
0
5
10
15
ms
µV
SP
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1.5
-1
-0.5
0
0.5
1
ms
µV
VH
50 dB30 dB
70 dB
39
In Abbildung 10 fiel bei einigen Probanden der große Postaurikularis Reflex (PAR) bei
70 dB Stimulationslautstärke auf. Nach der Definition von Tooley (Tooley et al., 2004)
hatten die Probanden BU, IW, JW, SP und SS einen PAR. Bei allen Probanden war
dieser bei 30 dB Stimulationslautstärke nicht mehr nachweisbar, bei 50 dB war lediglich
bei IW eine Amplitude von größer 1 µV zwischen 10 und 20 ms nachweisbar, jedoch
auch hier kam es zu einer deutlichen Amplitudenreduktion im Vergleich zu 70 dB
Stimulationslautstärke. Bei allen Probanden nahmen die Amplituden mit sinkender
Stimulationslautstärke ab. Die in der Literatur beschriebene Latenzverschiebung nach
rechts des V-Gipfels (sowie der anderen Maxima und Minima) bei sinkender
Stimulationslautstärke war bei vielen Probanden optisch gut zu erkennen.
Hatte der Proband bei 70 dB Stimulationslautstärke keinen PAR, so waren die
Kurvenverläufe bei allen drei Stimulationslautstärken ähnlich (siehe Beispiel MB).
Bei den Probanden mit PAR kam es im Zeitraum von 20 bis 60 ms zum Auftreten
zusätzlicher Maxima und Minima (siehe SP), die in den anderen Spuren (Probanden
ohne PAR, Probanden mit PAR und niedriger Stimulationslautstärke) nicht erkennbar
waren.
Die Form des PAR war nicht homogen, bei Probanden BU und SS fiel der PAR durch
ein tiefes Tal im Bereich 15-20 ms auf, während bei den Probanden IW, JW und SP
neben diesem Tal ein Gipfel im Bereich 10-15 ms voranging.
3.1.3 Zusammenfassung Kapitel 3.1
Es hatte sich in den Darstellungen folgendes gezeigt:
1. Einige Probanden hatten einen PAR (n=5), andere nicht (n=7), bei
Auftreten des PAR wurde der Verlauf des AEP-Signals auch nach dem
Zeitfenster des PAR (10-20 ms) verändert.
2. Der PAR hatte, wenn er auftrat, keine einheitliche Form.
3. Probanden ohne PAR hatten trotz der unterschiedlichen
Stimulationslautstärken ähnliche, reproduzierbare Kurvenverläufe,
Probanden mit PAR zeigten in der 70 dB Stimulation starke Unterschiede
in der Signalform zu den anderen Lautstärken (50 und 30 dB).
40
4. Die intraindividuelle Ähnlichkeit der Kurven aller Probanden nahm mit
sinkender Lautstärke zu, da der Einfluss eines eventuellen PAR geringer
wurde.
5. Eine Messung des AEP ohne Einfluss des PAR erhöhte die
intraindividuelle Ähnlichkeit des Signals.
3.2 Einfluss unterschiedlicher Ableitungen auf die Signalspuren
3.2.1 AEP-Spuren aller Probanden bei 70 dB, Ableitungen A1-Fpz, C3-T3, C3-T5, F7-T5
Um den Einfluss des PAR auf das abgeleitete Signal zu reduzieren, ist neben der
Reduktion der Stimulationslautstärke (siehe Abbildung 9) auch die Modifikation der
Ableitungen eine Option. Eine Messkonfiguration mit modifizierten Ableitungen im
Vergleich zur „klassischen“ A1-Fpz-Konfiguration der Elektroden (siehe Material und
Methoden) sollte auf Reduktion von muskulären Artefakten der postaurikulären
Muskulatur getestet werden.
Trug man die bei 70 dB Stimulationslautstärke gemessenen Mittelwert-AEP der vier
verschiedenen Ableitungen über alle Probanden gemittelt auf, so erhielt man Abbildung
11.
41
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
3
ms
µV
allA1Fp70onallC3T370onallC3T570onallF7T570on0 10 20
-505
ms
µV
A1- Fpz
C3- T3
C3- T5
F7- T5
Abbildung 11: gemittelte Spuren aller 12 Probanden bei 70 dB (d.h. in einer Kurve wurden die Kurven
aller 12 Probanden für jeweils eine Ableitung gemittelt), Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Die einzelnen
Kurven stellen die unterschiedlichen Ableitungen dar. Klar zu erkennen war die Ableitung A1-Fpz mit dem
postaurikularen Reflex (PAR) als hervorstechendem Merkmal, sowie die große Ähnlichkeit innerhalb der
temporalen Ableitungen. Außerdem fielen in der Ableitung A1-Fpz zwischen 22 und 32 ms ein Maximum
und Minimum auf, die in den temporalen Ableitungen nicht zu erkennen waren.
In der Abbildung 11 zeigte sich, dass die Temporalableitungen im Bereich 10-20 ms
nach Klick keine Amplituden über 1 µV zeigten. Außerdem erhielt man innerhalb der
Temporalableitungen ähnlichere Kurvenverläufe.
Im Bereich von 5-40 ms nach Klick waren die typischen Maxima und Minima des AEP
zu erkennen, die sich in allen vier Ableitungen nachweisen ließen. In der A1-Fpz
Ableitung ließen sich auch das zusätzliche Maximum und Minimum in der Kurve
identifizieren, die wie in Abbildung 9 zwischen 22 und 32 ms auftraten und auch hier
kein Korrelat in den temporalen Ableitungen haben.
Bemerkenswert war, dass insbesondere die Ableitungen C3-T5 und F7-T5 einen
ähnlichen Signalverlauf darstellten, der nicht durch den PAR beeinflusst wurde. Die
Ableitung C3-T3 zeigte einen Verlauf ohne erkennbaren PAR-Einfluss, jedoch im
42
Bereich 10-30 ms einen zum Teil gegenläufigen Verlauf zu den Ableitungen C3-T5 und
F7-T5.
In dieser Untersuchung konnte gezeigt werden:
1. Durch die Wahl der Ableitungen konnte man Einfluss auf den Verlauf der
gemittelten Spuren nehmen. Hierdurch kam es in den Temporal-
Ableitungen nicht zu einem PAR-Signal > 1 µV, obwohl die Spuren
zeitgleich aufgenommen wurden.
2. Die in der Literatur beschriebenen Kurvenverläufe waren auch in den
Temporal-Ableitungen sichtbar und reproduzierbar.
3. Eine Messung des AEP über die temporalen Ableitungen zeigte keinen
Einfluss durch den PAR.
3.2.2 AEP-Spuren der einzelnen Probanden bei 70 dB, Ableitungen A1-Fpz, C3-T3, C3-T5, F7-T5
Bei Betrachtung der gemittelten Spuren der einzelnen Probanden wurde nun der
Frage nachgegangen, wie ähnlich die Kurvenverläufe der klassischen und der
temporalen Ableitungen bei Probanden mit und ohne PAR waren. Auch wurde die
intraindividuelle Ähnlichkeit der temporalen Ableitungen überprüft, da für jeden
Probanden die gemittelten Spuren nun separat dargestellt wurden. Dadurch ließen sich
auch eventuelle Auswirkungen eines in der Ableitung A1-Fpz vorhandenen PAR auf die
temporalen Ableitungen erkennen.
Es wurden die vier verschiedenen Ableitungen der einzelnen Probanden dargestellt.
Zu beachten ist, dass die Ordinate zwecks besserer Abbildungsqualität automatisch
skaliert wurde, d.h. in jedem Diagramm ist die Skala der Ordinate unterschiedlich.
43
Abbildung 12 Dargestellt sind die gemittelten Spuren der einzelnen Probanden mit 70 dBStimulationslautstärke, Filter 0,2-250 Hz, Notch- Filter an. Pro Proband wurden die vier verschiedenenAbleitungen (A1-Fpz, C3-T3, C3-T5, F7-T5) übereinander gelagert. Probanden mit PAR (BU, IW, JW, SP,SS) hatten trotz PAR in den temporalen Ableitungen Amplituden von weniger als 1 µV, Probanden ohne PAR hatten verglichen mit A1-Fpz ähnliche Kurvenverläufe in den temporalen Ableitungen (siehe z.B. Proband CS).
A1-FpzC3- T3C3- T5F7- T5
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
3
ms
µVBU
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
CD
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
ms
µV
CS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
HS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-2
-1
0
1
2
3
4
ms
µV
IW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-20
-10
0
10
20
ms
µV
JW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MB
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-10
-5
0
5
10
15
ms
µV
SP
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
ms
µV
SS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
VH
44
Abbildung 12 zeigt, dass bei den Probanden mit PAR in der Ableitung A1-Fpz die
Maxima und Minima zu anderen Zeitpunkten auftraten als in den drei temporalen
Ableitungen (siehe z. B. Proband SP) oder sogar gegenläufige Signalbewegungen
entstanden. Bei den Probanden ohne PAR erkannte man einen sehr ähnlichen Verlauf
aller vier Ableitungen, lediglich die Amplituden wichen voneinander ab. Die möglichen
drastischen Unterschiede in der Amplitudenhöhe zwischen den Ableitungen bei PAR
zeigten sich gut bei Proband JW. Das Signal des Muskelreflexes war um das 20-fache
größer als das Signal der über temporal abgeleiteten Kurven. Gerade hier sah man,
dass diese temporalen Ableitungen wenig vom Muskelreflex beeinflusst wurden, da die
Amplitude und der Kurvenverlauf der temporalen Kurven vergleichbar waren mit den
Amplituden und Verläufen der Kurven, die bei Probanden ohne PAR gemessen wurden
(z.B. HS).
In diesem Untersuchungsabschnitt konnte nachgewiesen werden:
1. dass die temporalen Ableitungen ein reproduzierbares Signal
aufzeichneten.
2. bei Probanden ohne PAR-Artefakt war dieses Signal ähnlich dem Signal
in Ableitung A1-Fpz. Wenn ein PAR vorhanden war, beeinflusste dieser
das Signal in den temporalen Ableitungen weniger als in der Ableitung A1-
Fpz.
3.2.3 AEP-Spuren aller Probanden bei 50 dB und 30 dB, Ableitungen A1-Fpz, C3-T3, C3-T5, F7-T5
Die oben genannten Untersuchungen zeigten, dass sowohl eine Veränderung der
Ableitungen als auch eine Reduktion der Stimulationslautstärke die aufgezeichneten
Spuren untereinander ähnlicher werden ließen. Eine Kombination beider Modifikationen
könnte zu einer weiteren qualitativen Verbesserung des aufgezeichneten Signals führen,
es könnte aber auch eine Verschlechterung der Signalqualität entstehen. Ob eine
Kombination von Lautstärkereduktion und Ableitungsmodifikation sinnvoll ist, sollte im
Folgenden untersucht werden. Es wurden die gemittelten Spuren aller Probanden in den
vier Ableitungen bei reduzierter Lautstärke (50 und 30 dB) erstellt und aufgetragen. Die
resultierenden Diagramme zeigen Abbildung 13 und Abbildung 14.
45
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
ms
µV
allA1Fp50onallC3T350onallC3T550onallF7T550on0 10 20
-505
ms
µV
A1- Fpz
C3- T3
C3- T5
F7- T5
Abbildung 13 : Dargestellt sind die Mittelspuren der 4 unterschiedlichen Ableitungen aller 12 Probanden
bei 50 dB Stimulationslautstärke mit Filtern 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Insgesamt waren die
Kurvenverläufe ähnlich, es ließen sich zwischen 8 und 50 ms die gleichen Maxima und Minima
identifizieren. Die Ableitung A1-Fpz unterschied sich anhand der ausgeprägteren
Amplitudenschwankungen im Bereich 10 bis 20 ms. Die Maxima und Minima der Kurven lagen an
ähnlichen Zeitpunkten und ließen sich gut zuordnen.
In Abbildung 13 erkennt man, dass keine Kurve die Kriterien für einen PAR erfüllte,
zwischen 10 und 20 ms gab es keine Amplitude die größer als 1 µV war. Außerdem war
der Kurvenverlauf insgesamt gleichförmiger und vergleichbarer. Es konnten in allen
Ableitungen die in der Literatur beschriebenen Täler und Gipfel (V, N0, P0, Na, Pa, Nb)
identifiziert werden, ein Auftreten von Maxima und Minima in Ableitung A1-Fpz, die in
den temporalen Ableitungen nicht zu identifizieren waren (wie bei 70 dB
Stimulationslautstärke, siehe Abbildung 11), war nicht zu erkennen.
Es war also auch bei 50 dB Stimulationslautstärke ein reproduzierbares Signal in
allen vier Ableitungen messbar.
46
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
ms
µV
allA1Fp30onallC3T330onallC3T530onallF7T530on
0 10 20-505
ms
µV
A1- FpzC3- T3C3- T5F7- T5
Abbildung 14 : Dargestellt sind die Kurven der 4 unterschiedlichen Ableitungen aller 12 Probanden bei
30 dB mit der Filtereinstellung 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Es galt dieselbe Beobachtung wie für die
Stimulation mit 50 dB, allerdings waren die Amplituden etwas geringer geworden.
In Abbildung 14 konnte man die gleichen Beobachtungen wie in Abbildung 13
machen, die Amplituden zwischen 20 und 40 ms stellten sich insgesamt jedoch noch
etwas kleiner dar.
Auch bei 30 dB Stimulationslautstärke war ein reproduzierbares Signal in allen vier
Ableitungen messbar.
Aus den vorangehenden Abbildungen ließ sich zusammenfassend schließen:
1. In keiner der Kurven war ein PAR nachzuweisen, die Ableitung A1-Fpz
hatte zwischen 10 und 20 ms stärkere Amplitudenschwankungen als die
temporalen Ableitungen, sowohl bei 50 als auch bei 30 dB
Stimulationslautstärke.
2. Die Höhe der Amplituden verringerte sich bei niedrigerer
Stimulationslautstärke.
3. Bei 50 und bei 30 dB Stimulationslautstärke war ein reproduzierbares
Signal aufzuzeichnen.
47
4. In allen 4 Ableitungen ließen sich vom Signalverlauf ähnliche Kurven von
wahrscheinlich gleichem Ursprung aufzeichnen.
MLAEP ließen sich also auch bei 30 dB bzw. 50 dB Stimulationslautstärke in den
temporalen Ableitungen aufzeichnen.
3.2.4 Gemittelte Spuren aller Probanden in den temporalen Ableitungen mit 70, 50 und 30 dB Stimulationslautstärke
Die vorherigen Ergebnisse zeigten, dass sich auch in den temporalen Ableitungen bei
niedriger Stimulationslautstärke ein reproduzierbares, MLAEP-typisches Signal
aufzeichnen ließ. Es stellte sich die Frage, wie dieses Signal innerhalb einer Ableitung
bei sinkender Stimulationslautstärke beeinflusst wurde, da die Ableitung A1-Fpz bei
sinkender Stimulationslautstärke sehr starken Veränderungen des Kurvenverlaufes
unterlegen war (siehe Abbildung 9).
Analog zu Abbildung 9 ließen sich für die einzelnen Temporalableitungen folgende
Diagramme erstellen.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
ms
µV
allC3T370onallC3T350onallC3T330on
0 10 20-505
ms
µV
70 dB
50 dB
30 dB
Abbildung 15: Es werden die gemittelten Spuren aller 12 Probanden bei jeweils einer Lautstärke (je 30,
50, 70 dB) gezeigt, die über C3-T3 abgeleitet wurden. Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Es zeigte sich,
dass die Kurvenform trotz differierender Amplitude ähnlich verlief und über die Ableitung C3-T3 ein
reproduzierbares Signal bei den drei Stimulationslautstärken abzuleiten war.
48
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
1.2
ms
µV
allC3T570onallC3T550onallC3T530on0 10 20
-505
ms
µV
70 dB
50 dB
30 dB
Abbildung 16 : Es werden die gemittelten Spuren aller 12 Probanden bei jeweils einer Lautstärke (je 30,
50, 70 dB) gezeigt, die über C3-T5 abgeleitet wurden. Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Auch hier zeigte
sich, dass die Kurvenform trotz differierender Amplitude ähnlich verlief und über die Ableitung C3-T5 ein
reproduzierbares Signal bei den drei Stimulationslautstärken abzuleiten war.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
ms
µV
allF7T570onallF7T550onallF7T530on
0 10 20-505
ms
µV
70 dB
50 dB
30 dB
Abbildung 17: Es werden die gemittelten Spuren aller 12 Probanden bei jeweils einer Lautstärke (je 30,
50, 70 dB) gezeigt, die über F7-T5 abgeleitet wurden. Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Es zeigte sich
erneut, dass die Kurvenform trotz differierender Amplitude ähnlich verlief und über die Ableitung F7-T5 ein
reproduzierbares Signal bei den drei Stimulationslautstärken abzuleiten war.
49
In allen drei Abbildungen (Abbildung 15 bis Abbildung 17) konnte man typische
MLAEP-Signalverläufe (V, N0, P0, Na, Pa) identifizieren. Bei sinkender
Stimulationslautstärke fiel für den Gipfel V eine Latenzverschiebung nach rechts auf, wie
auch in Abbildung 9 bereits zu beobachten war.
In fast allen Spuren zeichneten sich zwischen 10 und 20 ms auch die beiden
negativen Täler N0 und Na ab, lediglich in der Ableitung C3-T3 bei 70 dB
Stimulationslautstärke war das Tal Na nicht zu identifizieren, der durchgezogene
Kurvenverlauf in Abbildung 15 ließ jedoch im Verlauf zum Gipfel Pa einen
entsprechenden entgegen gerichteten Pol erkennen. Die Ableitung C3-T3 zeigte sich
also bei 70 dB Stimulationslautstärke weniger ähnlich zu den Vergleichspuren mit
niedrigerer Stimulationslautstärke im Signalverlauf als C3-T5 und F7-T5.
Bei Vergleich der Amplitudenhöhen zwischen den Maxima und Minima Na und Pa
von C3-T5 und F7-T5 zeigte sich eine etwas größere Amplitude bei C3-T5 (mindestens
0,6 µV bei 30 dB im Gegensatz zu kleiner 0,5 µV bei F7-T5).
Ergebnisse dieses Untersuchungsabschnitts:
1. Die temporalen Ableitungen zeigten auch bei niedriger
Stimulationslautstärke ein ähnliches Signal.
2. Die Ableitung C3-T3 zeigte im Vergleich der Signalverläufe der drei
Stimulationslautstärken größere Unterschiede als als die Ableitungen C3-
T5 und F7-T5.
3. Die Ableitung C3-T5 zeichnete größere Amplituden auf bei zeitgleicher
Messung als die Ableitung F7-T5 und hatte damit ein günstigeres Signal-
Rauschverhältnis.
3.2.5 Zusammenfassung der Ergebnisse aus Kapitel 3.2
1. Eine Reduktion der Stimulationslautstärke lieferte reproduzierbare, stabile
Signale; eine Beeinflussung durch muskuläre Artefakte wurde bei
sinkender Stimulationslautstärke geringer.
2. Eine Variation der Ableitungen lieferte auch reproduzierbare, stabile
Signale; eine Beeinflussung durch muskuläre Artefakte konnte durch die
50
Auswahl anderer Ableitungen als der „klassischen“ Ableitung verringert
werden.
3. Eine Kombination aus niedrigerer Stimulationslautstärke und anderer
Ableitung führte auch zu reproduzierbaren, stabilen Signalen.
Aus den hier untersuchten Kombinationen ist die Ableitung C3-T5 mit 30 dB
Stimulationslautstärke die Kombination mit der geringsten Anfälligkeit durch
muskuläre Artfakte aber trotzdem gutem Signal-Rauschverhältnis (höhere Amplitude
als F7-T5 ohne PAR Einfluss).
3.3 Filtereinfluss auf das Signal
3.3.1 Proband mit PAR A1-Fpz mit unterschiedlichen Filtern
Nach den Möglichkeiten zur Vermeidung des PARs sollte nun der Einfluss
unterschiedlicher Filter auf einen vorhandenen PAR untersucht werden. In den
vorherigen Messreihen war aufgefallen, dass in der Ableitung A1-Fpz bei Auftreten
eines PAR Maxima und Minima auftraten, die in den übrigen Ableitungen, oder bei
Probanden ohne PAR, nicht nachzuweisen waren. Es besteht also die Möglichkeit, dass
diese Maxima und Minima Artefakte waren, die durch Filtern des Signals entstanden.
Die verschiedenen Filtereinstellungen und ihr Einfluss auf das prozessierte Signal
sollten untersucht werden.
Zu diesem Zweck wurde ein Proband mit PAR über die Ableitung A1-Fpz vermessen
und mit 80 dB stimuliert. Lediglich die Filter-Einstellungen wurden verändert, d.h. der
Notch-Filter wurde ein oder ausgeschaltet sowie die Hoch- und Tiefpassfilter wurden
verändert. Messtechnisch war es möglich, vier Kanäle gleichzeitig aufzunehmen. Es
wurde bei den „Notch-an“ Messungen in einem Kanal immer der Bandpassfilter 0,2-
1000 Hz als Vergleichsmessung verwendet, um eventuelle intraindividuelle Einflüsse
durch den unterschiedlichen Messzeitpunkt auszugleichen. Die Messungen fanden, wie
in Kapitel 2 beschrieben, alle am gleichen Nachmittag statt, jedoch um die Dauer einer
Messung jeweils versetzt.
Zunächst sollte der Einfluss des Notch-Filters dargestellt werden. In Abbildung 18
sind vier Diagramme abgebildet, die jeweils eine Spur mit und eine ohne Notch-Filter
zeigen.
51
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
ms
µV
fil0,2-1000notchonfil0,2-1000notchof
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
ms
µV
fil1-1000notchofffil1-1000notchon
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
ms
µV
fil2-1000notchofffil2-1000notchon
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
ms
µV
fil10-1000notchofffil10-1000notchon
0,2- 1000 Hz Notch an
0,2- 1000 Hz Notch aus1- 1000 Hz Notch an
1- 1000 Hz Notch aus
2- 1000 Hz Notch an
2- 1000 Hz Notch aus10- 1000 Hz Notch an
10- 1000 Hz Notch aus
Abbildung 18: Aufgezeichnet wurden die gemittelten Spuren desselben Probanden am selben Tag mit
den jeweils selben Hoch- und Tiefpassfilter Einstellungen, Ableitung A1-Fpz, nur der Notch Filter wurde an
oder ausgestellt. 80 dB Stimulationslautstärke. Es waren deutliche Distorsionen durch den Notch-Filter zu
erkennen, insbesondere im Bereich 20-50 ms nach dem PAR (gestrichelte Kurve).
In den Kurven mit Notch-Filter traten im Bereich 20-50 ms Maxima und Minima auf,
die in den Kurven ohne Notch-Filter nicht in Erscheinung traten. Ein aufsteigender
Hochpassfilter im Bereich von 0,2 bis 10 Hz hatte keinen supprimierenden Einfluss auf
diese Maxima und Minima. Die Amplituden dieser Maxima und Minima (z.B. Pa zu Nb
war ca. 4 µV groß) überstiegen die Amplituden der konstanten Hirnstammpotentiale (ca.
1 µV) um ein Vielfaches. Auch die Amplituden eines AEP-Signals ohne PAR wurden
deutlich überschritten (siehe Abbildung 12). Bei Signalen mit PAR und Notch-Filter
wurde also nicht nur das Signal durch die muskulären Artefakte von 10 bis 20 ms nach
Klick überlagert, sondern auch bis zu 50 ms nach Klick in seiner Form verändert. Eine
korrekte Zuordnung von Gipfeln und Tälern war bei einem Messaufbau mit Notch-Filter
und einem Probanden mit PAR demnach nicht möglich.
52
In der folgenden Abbildung sollte der Einfluss eines aufsteigenden Hochpassfilters,
unabhängig vom Notch-Filter, dargestellt werden. Die Signale desselben Probanden mit
PAR wurden zum gleichen Zeitpunkt mit verschiedenen Filtereinstellungen
aufgezeichnet und hier übereinander gelagert dargestellt. Es wurde lediglich der
Hochpassfilter schrittweise von 0,2 auf 150 Hz erhöht. Da maximal vier Kanäle
gleichzeitig gemessen wurden, sind die verschiedenen Schritte auf zwei Messreihen
verteilt. Als Vergleichssignal diente ein Kanal mit 0,2-1000 Hz Bandpassfilter, der in
beiden Messreihen ein Signal aufzeichnete.
53
10
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-6
-4
-2
0
2
4
6
8
ms
µV
Fil0,2-1000notchoffFil1-1000notchoffFil2-1000notchoffFil10-1000notchoff
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
ms
µV
Fil0,2-1000notchoffFil20-1000notchoffFil30-1000notchoffFil150-1000notchoff
0 10 20-505
ms
µV
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 1- 1000 Hz, Notch ausA1- Fpz, 80 dB, 2- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 10- 1000 Hz, Notch aus
0 10 20-505
ms
µV
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 20- 1000 Hz, Notch ausA1- Fpz, 80 dB, 30- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 150- 1000 Hz, Notch aus
Abbildung 19: Aufzeichnung der Spuren eines Probanden mit 80 dB Stimulationslautstärke über die
Ableitung A1-Fpz.Tiefpassfilter bei 1000 Hz, Notch– Filter aus. Der Hochpassfilter variierte von Spur zu
Spur, es sind jeweils vier Spuren übereinandergelagert. Bei aufsteigendem Hochpassfilter erkannte man
im Bereich des PAR eine Amplitudenreduktion sowie eine Verschiebung der Latenzen nach links. Im
Bereich 20-35 ms fiel bei 20 und 30 Hz Hochpassfilter ein Maximum auf, welches bei niedrigerem
Hochpassfilter nicht auftrat. Dieses ist nicht mit dem Maximum zu verwechseln, das durch den Notch-
Filter entsteht (siehe Abbildung 13). Zu beachten ist, dass die Vergleichssignale mit 0,2-1000 Hz
Bandpassfilter einen etwas anderen Kurvenverlauf zwischen 20 und 30 ms haben, da sie zu einem
unterschiedlichen Zeitpunkt aufgenommen wurden (deswegen ist in der 2. Messung in der
Vergleichsspur das Maximum bei 28 ms in der blauen Kurve stärker ausgeprägt als in der 1. Messung)
54
Während zunächst bei aufsteigendem Hochpassfilter im Bereich 0,2 bis 2 Hz kein
starker Einfluss auf die Kurvenform zu erkennen war, so änderte sich dies im Bereich
von 10-150 Hz Hochpassfilter. Bei 10 Hz fiel eine Verschiebung der gesamten Kurve um
ca. -2 µV auf. Eine deutlichere Veränderung des Kurvenverlaufs mit
Latenzverschiebung nach links sowie Änderungen der Potentialschwankungen mit
Entstehung eines neuen Maximums bei ca. 23 ms zeigten den Einfluss der weiter
zunehmenden Hochpassfilterung. Durch starke Hochpassfilterung wurde also eine
korrekte Zuordnung von AEP-Strukturen schwierig bis unmöglich. Bei 150 Hz
Hochpassfilterung wurde das Signal so stark geglättet, dass es keinen im Rahmen
liegenden Bezug zu den Vergleichssignalen mit niedrigerer Hochpassfilterung mehr
hatte.
In der folgenden Abbildung wird der Einfluss eines aufsteigenden Tiefpassfilters
dargestellt. Die Signale desselben Probanden wurden zum gleichen Zeitpunkt mit
verschiedenen Filtern aufgezeichnet. Der Tiefpassfilter wurde schrittweise von 100 auf
10000 Hz erhöht. Da maximal vier Kanäle gleichzeitig gemessen wurden, sind die
verschiedenen Schritte auf zwei Messreihen verteilt. Als Vergleichssignal diente
wiederum ein Kanal mit 0,2-1000 Hz Bandpassfilter, der in beiden Messreihen ein Signal
aufzeichnete.
55
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
ms
µV
Fil0,2-1000notchoffFil0,2-100notchoffFil0,2-250notchoffFil0,2-500notchoff
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-15
-10
-5
0
5
10
15
ms
µV
Fil0,2-1000notchoffFil0,2-1500notchoffFil0,2-3000notchoffFil0,2-10000notchoff
0 10 20-505
ms
µV
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 100 Hz, Notch ausA1- Fpz, 80 dB, 0,2- 250 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 500 Hz, Notch aus
0 10 20-505
ms
µV
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 1000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 1500 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 3000 Hz, Notch aus
A1- Fpz, 80 dB, 0,2- 10000 Hz, Notch aus
Abbildung 20 Aufzeichnung der Spuren eines Probanden mit 80 dB Stimulationslautstärke über dieAbleitung A1-Fpz.Hochpassfilter bei 0,2 Hz, Notch–Filter aus. Der Tiefpassfilter variierte von Spur zu Spur, es sind jeweils vier Spuren übereinandergelagert. Bei starker Tiefpassfilterung (100 Hz) erkannte man im Bereich des PAR eine Amplitudenreduktion sowie eine Verschiebung der Latenzennach rechts. Bei 250 bis 1500 Hz Tiefpassfilter waren keine starken Einflüsse zu erkennen. Bei 3000und 10000 Hz Tiefpassfilter erkannte man den positiven Einfluss des Tiefpassfilters, das Signal wurde durch hochfrequente Signale quasi nicht mehr auswertbar.
Auch hier wurde als Vergleichsignal ein Kanal mit 0,2-1000 Hz Bandpassfilter
aufgenommen. In Abbildung 20 zeigte sich bei niedrigem Tiefpassfilter (100 Hz) im
Vergleich zu höherem Tiefpassfilter (1000 Hz) eine Amplitudenreduktion sowie eine
56
Rechtsverschiebung der Latenzen. Mit zunehmendem Öffnen des Filters wurden die
PAR-Amplituden größer und die Latenzen wurden kürzer. Zusätzliche Maxima und
Minima traten nicht auf. Bei weit offenem Filter (10000 Hz) war eine sinnvolle
Beurteilung des Signals aufgrund von Störrauschen nicht möglich.
In diese Untersuchungsabschnitt konnte gezeigt werden:
1. Der Notch -Filter veränderte das AEP-Signal so stark, dass nicht nur das
Bewerten von Latenzen und Amplituden erschwert wurde, sondern sogar
neue Maxima oder Minima durch Nachschwingen des Filters entstanden.
2. Der Hochpassfilter führte zu einer Latenzverschiebung nach links, ein
Nachteil bei weit offenem Filter war in den Messungen nicht zu erkennen.
Je geschlossener der Filter war, desto fragwürdiger wurde die Auswertung
des AEP-Signals im MLAEP-Bereich von 10-40 ms.
3. Der Tiefpassfilter führte im geschlossenen Bereich zu einer
Amplitudenreduktion und einer Latenzverschiebung nach rechts. Ab 250
Hz schien sich das MLAEP-Signal bezüglich Amplituden und Latenzen
nicht mehr stark zu verändern, bei zu starker Öffnung des Filters (ab 3000
Hz) wurde das Signal durch hochfrequente Schwingungen derart
überlagert, dass eine sinnvolle Auswertung nicht mehr möglich war.
3.3.2 Vergleich der gemittelten Spuren bei 70 dB Notch-Filter an und aus bei gleichen Probanden in vier verschiedenen Ableitungen
Der Einfluss des Notch-Filters auf das Signal mit PAR zeigte sich deutlich (Kapitel
3.3.1). Da durch die Variation der Ableitungen eine Reduktion des PAR-Effekts erzielt
werden konnte, stellte sich die Frage, ob diese starken Filtereffekte auch in den
temporalen Ableitungen mit kleineren Amplitudenschwankungen, also ohne PAR-
Einfluss, beobachten werden konnten. Zu diesem Zweck wurden 11 der 12 Probanden
erneut mit vier Ableitungen bei 70 dB Stimulationslautstärke gemessen, die
vorbesprochenen Filtereinstellungen wurden im Vergleich zur ersten Messreihe
geöffnet. Während in der ersten Messreihe der Bandpassfilter bei 0,2-250 Hz lag sowie
der Notch-Filter angestellt wurde, wurden die Signale in einer weiteren zweiten
Messreihe mit 0,2-1000 Hz Bandpassfilter und ausgeschaltetem Notch-Filter
57
aufgezeichnet. Zum Vergleich der Filtereinstellungen wurden die Mittelspuren derselben
11 Probanden aus beiden Messreihen jeweils für die gleiche Ableitung aufgetragen.
Abbildung 21: Aufgetragen sind je Ableitung und Diagramm zwei Mittelspuren, die sich durch die Filtereinstellungen bei Aufnahme unterschieden (0,2-250 Hz, Notch- Filter an, oder 0,2-1000 Hz, Notch- Filter aus). In jeder der Spuren sind die Mittelspuren der 11 Probanden enthalten. 70 dB Stimulationslautstärke. Es war zu erkennen, dass mit sinkender Amplitudenhöhe der Distorsionseffekt der Filter geringer wurde und die Signale untereinander ähnlicher wurden. Die Ableitung C3-T3 zeigte unter den „alternativen“ Ableitungen die stärksten Unterschiede zwischen den Filtermessreihen- Spuren. C3-T5 und F7-T5 waren dagegen untereinander ähnlicher. Ein positiver Effekt des Notch- Filters war jedoch nicht zu erkennen. In Ableitung A1-Fpz fällt der große Unterschied zwischen den beiden Signalkurven mit unterschiedlichen Maxima und Minima insbesondere im Bereich 10-50 ms nach Stimulus auf. Siehe hierzu auch Abbildung 18. Umso mehr fiel die Ähnlichkeit der Signale in C3-T5 auf.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-3
-2
-1
0
1
2
3
ms
µV
allA1Fp70of (0,2-1000Hz notch off)allA1Fp70on11 (0,2-250Hz notch on)
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
ms
µV
allC3T370of (0,2-1000Hz notch off)allC3T370on11 (0,2-250Hz notch on)
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
1.2
ms
µV
allC3T570of (0,2-1000Hz notch off)allC3T570on11 (0,2-250 Hz notch on)
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
ms
µV
allF7T570of (0,2-1000Hz notch off)allF7T5on11 (0,2-250Hz notch on)
A1- Fpz, 70 dB, 0,2- 250 Hz Notch an
A1- Fpz, 70 dB, 0,2- 1000 Hz Notch aus
C3- T3, 70 dB, 0,2- 250 Hz Notch an
C3- T3, 70 dB, 0,2- 1000 Hz Notch aus
F7- T5, 70 dB, 0,2- 250 Hz Notch an
F7- T5, 70 dB, 0,2- 1000 Hz Notch ausC3- T5, 70 dB, 0,2- 250 Hz Notch an
C3- T5, 70 dB, 0,2- 1000 Hz Notch aus
Der in Abbildung 18 dargestellte Befund mit einem Probanden mit der Ableitung A1-
Fpz wurde im Kollektiv von 11 Probanden bestätigt. Der kleinere PAR-Ausschlag im
Bereich von 10-20 ms nach Stimulus der 0,2-1000Hz Kurve zeigt, dass der PAR selbst
intraindividuell sehr variabel war. Bei den Messreihen mit und ohne Notch-Filter in den
58
Temporal-Ableitungen sah man eine geringere, aber immer noch deutliche
Beeinflussung des Signals durch die Filter mit sinkender Amplitudenhöhe. Die in 3.3.1
beschriebenen Auswirkungen des Notch-Filters ließen sich somit für das Kollektiv von
11 Probanden nachweisen.
In diesem Untersuchungsabschnitt konnte gezeigt werden:
1. Die in Abschnitt 3.3.1 beschriebenen Auswirkungen von Filtern ließen sich
auch auf gemittelte Signale mehrerer Probanden übertragen. In der
Ableitung A1-Fpz kam es neben Latenz- und Amplitudenveränderungen
zur Generierung neuer Maxima und Minima durch den Filtereinsatz, eine
konsistente Auswertung war nicht möglich.
2. Diese Filtereinflüsse nahmen in den temporalen Ableitungen ab, es war
aber auch kein zusätzlicher Nutzen der Filter erkennbar.
3. Zwecks Messung eines MLAEP war also eine Einstellung mit 0,2-1000 Hz
Bandpassfilter mit abgeschaltetem Notch-Filter unter Laborbedingungen
sinnvoll.
3.4 Latenzen und Amplituden der Mittelspuren
3.4.1 Auswertung der Maxima und Minima
Neben der graphisch-vergleichenden Auswertung wurden die Maxima und Minima
der AEP-Spuren der Einzelprobanden bestimmt. Hierdurch konnten die Daten dieser
Studie nicht nur untereinander verglichen werden, sondern ein Vergleich der Ergebnisse
mit bisher veröffentlichten Daten wurde ermöglicht.
Nach Möglichkeit wurden die Latenzen und Amplituden für die Maxima V, P0, und Pa,
sowie für die Minima N0, Na und Nb bestimmt.
Eine komplette Tabelle mit den Mittelwerten und Standardabweichungen der
Latenzen und Amplituden befindet sich im Anhang dieser Dissertation.
59
Ableitung dB V (ms)
N0 (ms)
P0 (ms)
Na (ms)
Pa (ms)
(Nb) (ms)
A1Fpz 70 7,5 10,9 14,2 18,8 33,2 48,2
C3T3 70 7,9 13,1 16,8 21,5 34,3 57,8
C3T5 70 7,5 11,8 15,0 19,5 38,2 58,6
F7T5 70 6,9 11,7 15,2 19,7 38,4 56,1
A1Fpz 50 8,4 12,5 15,8 20,4 37,2 54,5
C3T3 50 8,6 13,3 16,1 21,7 37,6 56,6
C3T5 50 8,2 12,7 16,1 21,6 39,2 60,8
F7T5 50 7,7 12,3 15,4 19,6 39,8 62,4
A1Fpz 30 9,4 13,0 15,7 21,3 38,6 55,6
C3T3 30 9,4 12,6 15,6 20,9 35,4 59,6
C3T5 30 9,4 13,4 16,6 21,9 38,4 58,6
F7T5 30 9,2 12,5 16,0 21,6 37,4 56,3
Tabelle 1: Mittelwerte der Latenzen der Maxima und Minima des MLAEP, bestimmt in den vier
verschiedenen Ableitungen und drei verschiedenen Stimulationslautstärken, Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter
an.
Es zeigte sich konform zu den graphischen Kurvendarstellungen, dass es mit
sinkender Stimulationslautstärke tendenziell zu einer leichten Rechtsverschiebung der
Latenzen kam. Die Streuung der späteren Maxima und Minima wurde größer, Na und
Pa traten auch in den temporalen Ableitungen in einem ähnlichen Latenzbereich auf wie
in der Ableitung A1-Fpz. Die gemessenen Latenzwerte unterstützten die Ergebnisse der
optischen Auswertung der Mittelspuren. Die bestimmten Latenzen bei 30 und 50 dB
Stimulationslautstärke lagen in ähnlichen Bereichen wie bei 70 dB
Stimulationslautstärke.
Bemerkenswert war, dass in der Ableitung A1-Fpz und C3-T3 unter 70 dB
Stimulationslautstärke mit den Filtereinstellungen 0,2-250 Hz Bandpass, Notch-Filter an,
ein Trend zu früheren Latenzen des Maximums Pa, in der Ableitung A1-Fpz auch des
Minimums Nb zu beobachten waren. Die übrigen Latenzen lagen in ähnlichen
Bereichen, bei niedrigerer Stimulationslautstärke und temporalen Ableitungen war dieser
Trend nicht zu beobachten.
60
Eine der möglichen Ursachen für diese Beobachtung, die Distorsion des PAR-Signals
durch den angeschalteten Notch-Filter, war in Kapitel 3.3.1, Abbildung 18 zu erkennen.
und wird in Kapitel 4.1.5 diskutiert.
Die Latenzvermessung zeigte:
1. Die temporalen Ableitungen hatten die Maxima und Minima zu ähnlichen
Zeitpunkten, es wurde ein reproduzierbares Signal gemessen.
2. Bei 70 dB Stimulationslautstärke kam es in der Messreihe mit
eingeschaltetem Notch-Filter in den Ableitungen A1-Fpz und C3-T3 zu den
kürzesten Pa-Latenzen sowie in der Ableitung A1-Fpz zu der kürzesten
Nb-Latenz.
3. Bei Stimulationslautstärkenreduktion verschiebt sich die Latenz für den
Gipfel V nach rechts.
Insgesamt bestätigten diese Daten die Ergebnisse aus der visuell-komparativen
Auswertung.
3.5 Form des MLAEPs
3.5.1 Die artefaktarmen Kurven des MLAEP
Nach Untersuchung der verschiedensten Einflüsse auf die Signalform der
aufgezeichneten MLAEP, stellte sich die Frage, welche Form das unverfälschte MLAEP
hatte. Eine Vielzahl von Veröffentlichungen hatte fast eine genauso große Anzahl von
Filtereinstellungen benutzt, die wenigstens prüften verschiedenen Ableitungen. Auch
stellte sich die Frage, ob das AEP überhaupt ein stabiles Signal war und mit welcher der
vier untersuchten Ableitungen es am besten zu messen war.
Zu diesem Zweck wurde zunächst eine Mittelspur aller Probanden über alle
Ableitungen mit allen Stimulationslautstärken generiert, mit Ausnahme der Spuren die in
Ableitung A1-Fpz mit 70 dB Stimulationslautstärke generiert wurden. Hierdurch wurde
eine Beeinflussung durch muskuläre Artefakte minimiert. Kapitel 3.1.2 zeigte, dass bis
auf eine Ausnahme (Proband IW, 50 dB A1-Fpz, Notch-Filter an) in dieser Konstellation
keine PAR-Artfakte mit Amplituden von größer 1 µV auftraten. Das Ergebnis zeigte
folgende Abbildung:
61
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
ms
µV
allallallonausserA1Fp70Referenz- AEP
V
N0
P0
Na
Nb
Pa
Abbildung 22: Mittelung aller Spuren aller Probanden aller Ableitungen aller Lautstärken aller
Filtereinstellungen mit Ausnahme der Mittelspuren der Ableitung A1-Fpz mit 70 dB
Stimulationslautstärke. Insgesamt waren 132 Mittelspuren in dieser Spur enthalten. Diese Spur wurde
in den folgenden Abbildungen als Referenz-AEP im Vergleich zu anderen Spuren gesetzt.
Abbildung 22 zeigt eine insgesamt sehr glatte Kurve. Durch die vielen Einzelspuren,
die in dieser gemittelten Spur enthalten waren, wurden weniger stabile, bzw. weniger
reproduzierbare Maxima und Minima herausgemittelt. Übrig blieben die gut
reproduzierbaren Gipfel und Täler im MLAEP. Die Maxima und Minima V, N0, P0, Na
und Pa konnten gut zugeordnet werden. Zwecks Evaluation möglicher verschiedener
Ableitungen wurde dieses Signal im weiteren Teil dieser Arbeit als „Referenzsignal“
verwendet. Zu beachten war, dass beim Vergleich mit anderen gemittelten Spuren es
weniger auf die Höhe der Amplituden ankam, sondern auf die Reproduzierbarkeit der
stabilen Maxima und Minima im MLAEP.
Gesucht werden sollte nun die geeignetste der drei temporalen Ableitungen.
3.5.2 Die temporalen Ableitungen im Vergleich zum „Referenz–AEP“
In Abbildung 23 wurden die gemittelten Spuren aller Probanden der temporalen
Ableitungen der ersten Messreihe (Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an) aufgetragen, im
Vergleich dazu das Referenz-AEP. Diese Abbildung sollte der Frage nachgehen, welche
62
der drei temporalen Ableitungen am ehesten geeignet war, die reproduzierbaren Kurven
des MLAEP zu erfassen.
Während der Gipfel V in allen Ableitungen gut zu identifizieren war, erkannte man im
Bereich um 20 ms in der Ableitung C3-T3 eine deutliche Abweichung, das Tal Na wurde
lediglich angedeutet. Die Ableitung C3-T5 folgte insgesamt dem Kurvenverlauf des
Referenz-AEP besser, zeigte aber eine höhere Amplitude. Die Ableitung F7-T5 hatte im
Bereich um 60 ms einen Gipfel der in den übrigen Ableitungen nicht erschien.
Hiernach schien die Ableitung C3-T5 von den drei untersuchten Ableitungen die
geeignetste zu sein, um einen Kurvenverlauf zu erhalten der dem Referenz-AEP nahe
kam.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
ms
µV
allallallonausserA1Fp70onallC3T3allonallC3T5allonallF7T5allon
0 10 20-505
ms
µV
Referenz- AEPC3- T3C3- T5F7- T5
Abbildung 23: Dargestellt wurden die gemittelten Spuren der temporalen Ableitungen aller Probanden
(Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an) und das „Referenz-AEP“. Insgesamt schien die Ableitung C3-T5 einen
Kurvenverlauf zu erfassen, der den stabilen Maxima und Minima des „Referenz-AEP“ am nächsten kam.
C3-T3 war im Bereich 15-30 ms mit wenig ausgeprägtem Na-Tal undeutlich, F7-T5 zeigte im späteren
Bereich bei 50-70 ms Abweichungen im Kurvenverlauf zu den anderen Temporalableitungen. C3-T5 hatte
im Vergleich die höchste Amplitude im Bereich 20-50 ms und damit prinzipiell das beste Signal-
Rauschverhältnis.
63
3.5.3 Die notwendige Stimulationslautstärke zwecks MLAEP-Erfassung
In einem weiteren Schritt sollte der Frage nachgegangen werden, welche
Stimulationslautstärke notwendig war, um ein reproduzierbares MLAEP zu erfassen. In
Kapitel 3.2 wurde deutlich, dass eine hohe Stimulationslautstärke mit höherer
Wahrscheinlichkeit muskuläre Artefakte erzeugte. In der folgenden Abbildung wurden
die temporalen AEP-Spuren bei drei verschiedenen Lautstärken mit dem Referenz-AEP
zusammen aufgetragen. Neben der zu erwartenden Amplitudenreduktion und
Latenzverzögerung bei niedrigerer Stimulationslautstärke war deutlich zu erkennen,
dass selbst bei 30 dB Stimulationslautstärke ein stabiles Signal abgeleitet werden
konnte. Diese Stimulationslautstärke war also bei einer hohen Anzahl von Mittelungen
ausreichend.
Abbildung 24: Es wurde das Referenz- AEP im Vergleich zu den AEP-Kurven der Temporal-
Ableitungen bei drei unterschiedlichen Stimulationslautstärken gezeigt. Mit sinkender Lautstärke
sanken die Amplituden der Kurven, die Latenzen verschoben sich leicht nach rechts. Bemerkenswert
war, dass auch bei 30 dB Stimulationslautstärke ein reproduzierbares Signal mit dem Referenz- AEP
ähnlichem Kurvenverlauf ermittelt wurde. Filter in den Temporal- Ableitungen: 0,2-250 Hz, Notch-
Filter an.
1
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
ms
µV
Referenz- AEPallallausserA1Fpz70onallallausserA1Fpz50onallallausserA1Fpz30on
0 10 20-505
ms
µV
Referenz- AEPalle Temporalableitungen 70 dBalle Temporalableitungen 50 dBalle Temporalableitungen 30 dB
64
3.5.4 Die Ableitung C3-T5 mit drei verschiedenen Stimulationslautstärken im Vergleich zum „Referenz-AEP“ bei den Einzelprobanden
Nach dem die Ableitung C3-T5 in den Mittelungen über alle Probanden am ehesten
dem „Referenz-AEP“ nahe kam, sollte noch diese Ableitung bei den einzelnen
Probanden untersucht werden, unter Berücksichtigung der drei Stimulationslautstärken.
Die Anzahl der Einzelkurven war pro Mittelspur geringer, und es konnte so untersucht
werden ob die Ableitung über C3-T5 mit 30 dB Stimulationslautstärke zur Erfassung von
MLAEP geeignet war, auch wenn die Anzahl der Gesamtspuren pro Kurve kleiner war.
Aufgetragen wurden je Proband das Referenz-AEP sowie die Mittelungen der drei
unterschiedlichen Stimulationslautstärken über die Ableitung C3-T5.
Die zugehörenden Diagramme zeigt Abbildung 25. Bis auf Proband VH erkannte man
gerade im Bereich 10-40 ms einen hohen Grad an Übereinstimmung im Kurvenverlauf,
es wurde also ein stabiles Signal abgeleitet. Lediglich bei Proband VH wurde bei
niedriger Stimulationslautstärke ab 20 ms das Differenzieren eines Gipfels Pa aufgrund
von Rauschen schwierig. Im Einzelnen zeigten sich Unterschiede insbesondere in den
Amplituden, dies ließ sich durch die interindividuelle Varianz erklären. Ausgeprägte
Amplitudensprünge, wie in Ableitung A1-Fpz bei 70 dB waren nicht zu erkennen.
Trotz kleineren Latenz-Verschiebungen oder Überlagerungen von Störmustern war
also in Ableitung C3-T5 bei jedem Probanden die Struktur des „Referenz-AEP“
wiederzufinden.
65
Abbildung 25: Je Diagramm wurde das „Referenz AEP“ sowie für den jeweiligen Probanden die gemittelten Spuren der drei Stimulationslautstärken über C3-T5 dargestellt. Filter 0,2-250 Hz, Notch- Filter an. Die für das MLAEP wichtigen Gipfel und Täler im Bereich 10-40 ms ließen sich, bis auf Proband VH, auch bei 30 dB Stimulationslautstärke differenzieren.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
0
1
2
3
ms
µVBU
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
2
2.5
ms
µV
IW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MB
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
ms
µV
MW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-2
-1
0
1
2
ms
µV
SS
0 10 20-505
ms
µV
Referenz- AEP50 dB30 dB70 dB
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
ms
µV
CD
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
ms
µV
HS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
JW
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
MS
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-1
-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
SP
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
1.5
ms
µV
VH
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.5
0
0.5
1
ms
µV
CS
66
3.5.5 Ergebnisse des Kapitels 3.5
Nach Erstellen eines Referenz-AEP aus den vorhandenen Daten und
entsprechendem Vergleich mit den Mittelspuren zeigte sich für die Messung von MLAEP
unter den unter Material und Methoden beschriebenen Bedingungen:
Mittels der Ableitung C3-T5 ließen sich mit 30 dB Stimulationslautstärke fast immer
reproduzierbare MLAEP-Signale messen.
Diese Signale zeigten eine dem „Referenz-AEP“ sehr ähnliche Struktur.
3.6 Zusammenfassung Ergebnisse
1. Bei hohen Stimulationslautstärken (70 dB) kam es bei einigen Probanden
in der „klassischen“ Ableitung A1-Fpz zu einem muskulären Artfakt, dem
PAR. Dieser konnte ein um Vielfache größeres Signal als das MLAEP
erzeugen und die Messung des MLAEP maskieren.
2. Eine Modifikation der Ableitungen führte zu einer Reduktion des PAR-
Artefaktes. Eine Senkung der Stimulationslautstärke führte auch zu einer
Reduktion des PAR-Artefaktes. Die abgeleiteten Signale wurden durch die
Reduktion der Artefakte konstanter.
3. Filter sollten nur wenn nötig eingesetzt werden. Notch-Filter führten zu
massiven Distorsionen des Signals bei vorhandenem PAR, Hochpassfilter
zeigten keinen verbessernden Effekt auf die Signalqualität, Tiefpassfilter
sollten unter 1500 Hz und oberhalb 250 Hz liegen um zu einer
Verbesserung der Signalqualität zu führen
4. Die Vermessung der Maxima und Minima stimmte mit der visuell-
komparativen Auswertung überein. Die temporalen Ableitungen zeigten in
den gleichen Latenzbereichen wie die „klassische“ Ableitung die Maxima
und Minima Na und Pb.
5. Über die Ableitung C3-T5 konnten mit 30 dB Stimulationslautstärke
reproduzierbare MLAEP-Signale gemessen werden.
6. In der Ableitung C3-T5 war die Struktur des „Referenz-AEP“ bei jedem
einzelnen der 12 Probanden auffindbar.
67
4 Diskussion
4.1 Diskussion der eigenen Daten
Ziel dieser explorativen Studie war es, verschiedene Modifikationen im Messaufbau
zur Messung des MLAEP zu testen. Die Form des MLAEP, die Stabilität sowie die
Reproduzierbarkeit nach diesen Modifikationen sollte dabei untersucht werden. Im
Hinblick auf eine zukünftige, verlässliche Nutzung des MLAEP als
Narkosetiefemonitoring waren diese Untersuchungen notwendig, um Empfehlungen für
zukünftige Messkonfigurationen geben zu können. In dieser Arbeit wurden die
Ableitungen, die Lautstärke, sowie die Filtereinstellungen modifiziert.
4.1.1 Anzahl der Probanden, Probandenkollektiv, Statistik
Die Anzahl der Probanden in dieser explorativen Studie erscheint mit 12 bzw. 11
Probanden vergleichbar mit anderen Probandenstudien (Litvan et al., 2002a, N=15),
(Newton et al., 1992, N=8). Trotz der niedrigen Anzahl gab es im Kollektiv sowohl
Probanden mit als auch ohne gemessenen PAR (fünf mit und sieben bzw. sechs ohne).
Da es in dieser explorativen Untersuchung primär nicht um statistische Auswertungen
von Latenzen- oder Amplitudenveränderungen ging, war auch mit dieser Anzahl eine
verlässliche Untersuchung der Fragestellung möglich. Insbesondere die Möglichkeit,
zeitgleich vier verschiedene Ableitungen zu erfassen und diese untereinander zu
vergleichen, trug zur Beantwortung der Fragestellung bei, weniger die absolute Anzahl
der Probanden. Das entscheidende Merkmal des Probandenkollektivs war, dass es
Probanden mit und ohne PAR enthielt, so dass die Auswirkungen des PAR auf die
temporalen Ableitungen untersucht werden konnten.
Ob die Häufigkeit des Auftretens des PAR in unserem Kollektiv durchschnittlich war
oder nicht, lässt sich nicht sagen, da in der Literatur keine vergleichbaren Daten zu
finden waren. Es zeigte sich bei allen fünf Probanden mit PAR, dass die Auswirkung des
Muskelartefaktes in den temporalen Ableitungen in keinem Fall zu PAR-typischen
Amplituden von größer als 1µV führten.
Maßgeblich ist, dass diese Messungen zeitgleich über vier Kanäle durchgeführt
wurden, so dass mit Sicherheit gesagt werden kann, dass ein PAR vorhanden war, als
68
die Signale aufgezeichnet wurden, und dieser dann nicht zu Artefakten in den
temporalen Ableitungen führte.
4.1.2 Zeitpunkt der Messung, PAR Variationen
Die Probanden konnten den Zeitpunkt der Messung nach ihrem Ermessen wählen.
Eine systematische Messung zu einem bestimmten Zeitpunkt (z.B. immer am frühen
Abend) fand nicht statt, auch der Biorhythmus der Probanden wurde nicht berücksichtigt
(z.B. Zustand nach Nachtdienst). Durch Müdigkeit war eine Reduktion bzw. ein Nicht-
Auftreten des PAR denkbar.
Dies entsprach der intraindividuellen Variation, die durch keine Messkonfiguration
sicher verhindert werden konnte. Diese Variation wurde in Abbildung 19 deutlich. Hier
entstand die Variation im PAR-Signal bei gleicher Filtereinstellung definitiv durch den
anderen Messzeitpunkt (ca. 20 Minuten Unterschied, dieselbe
Elektrodenpositionierung). Neben leichter Veränderung in der Impedanz der Elektroden
könnten zum Beispiel eine Ermüdung des Probanden die Ursache für die Reduktion des
PAR möglich gewesen sein (Hess et al., 2007). Verglich man die gemittelten Spuren
aller Probanden (Abbildung 21) an unterschiedlichen Tagen, so könnte eine Variation
des Signals durch diese intraindividuelle Variation (Müdigkeit, Stimmung, etc…), oder
durch eine geänderte Elektrodenpositionierung (z.B. Kopfhaube etwas verdreht)
entstanden sein.
Die Signalverläufe in den temporalen Ableitungen waren aber trotzdem sehr ähnlich
und zeigten, dass diese Ableitungen zu einem reproduzierbaren Signal selbst zu
unterschiedlichen Messzeitpunkten führten. Es war also ungeachtet der Tageszeit, der
Stimmung oder des Schlaf-Wachrhythmus des Probanden möglich, relativ konstante
MLAEP über die temporalen Ableitungen zu messen. Diese Konstanz wird dadurch
begünstigt, dass der sehr stark schwankende PAR im Gegensatz zur „klassischen“ A1-
Fpz Ableitung kaum Einfluss auf die temporalen Ableitungen hat.
4.1.3 Kopfhaubenverwendung, Variation der Elektrodenposition
Durch die Verwendung der Kopfhaube war eine Fehlpositionierung der Elektroden
denkbar. Die Anwendung von Nadelelektroden nach genauem Ausmessen der
Lokalisation der Punkte hätte zu einer höheren Genauigkeit der
Elektrodenpositionierung nach dem 10/20 System geführt. Neben Komforteinbußen für
69
die Probanden war aber nach Erfahrungen aus Pilot-Versuchen zu dieser Studie die
Wahrscheinlichkeit der Dislokation während der Messung bei wachen Probanden durch
kleine Kopfbewegungen größer, da häufig die Nadelelektroden aus der Kopfhaut
rutschten. Da alle Probanden in den temporalen Ableitungen ähnliche Kurvenverläufe
zeigten und die Verläufe im Vergleich reproduzierbar waren, war für das Ziel dieser
Untersuchung die Verwendung der Kopfhaube als ausreichend einzustufen. Hierfür
sprach auch die schon oben erwähnte gute Reproduzierbarkeit der Signalkurven in der
zweiten Messreihe an einem anderen Termin mit erneuter Anbringung der Kopfhaube.
4.1.4 Datenverarbeitung off-Line mit Excel und Matlab
Die offline Verarbeitung der Daten aus dem Nicolet-Gerät mittels Excel und Matlab
stellte anfangs Probleme dar. Insbesondere die Skalierung der Ordinate wurde aus dem
Nicolet Viking™ IV –Gerät nicht ausgegeben. Die Ordinaten der Signalkurven wurden
mit Original-Papierausdrucken des Messgerätes skaliert, hier konnte es zu
geringfügigen Abweichungen der Absolutwerte der Ordinate in den Abbildungen mit der
Original-Ordinate (µV) kommen.
Da es in der Fragestellung vor allem um relative, visuell zu erfassende
Amplitudenveränderungen ging, war dies für das Endergebnis jedoch nicht relevant.
4.1.5 Visuell-komparative Auswertung der Kurven und Vermessung der Latenzen und Amplituden
In der Auswertung wurden die Fragestellungen größtenteils durch visuelle
Spurenvergleiche beantwortet. Zwecks besserem Vergleich mit den veröffentlichten
Daten in der Literatur wurden auch Latenzen und Amplituden der Maxima und Minima
des Signals bestimmt.
Die in dieser Untersuchung vorgestellten Ergebnisse zeigten, dass die Bestimmung
der Maxima und Minima des MLAEP-Signals unter bestimmten Vorrausetzungen
problematisch ist und es zu einer Pseudoobjektivierung der Datenauswertung kommen
kann (siehe Abbildung 26, siehe Kapitel 3.4).
70
In Tabelle 1 fällt auf, dass in Ableitung A1-Fpz bei 70 dB Stimulationslautstärke in der
Messreihe mit eingeschaltetem Notch-Filter die Latenzen für Pa und Nb kürzer sind als
die übrigen Latenzen. In Kapitel 3.3 und Abbildung 18 erkennt man eine mögliche
Erklärung für diese Latenzverschiebung über den Effekt der
Stimulationslautstärkenreduktion hinaus. Da bei fünf Probanden der PAR in dieser
Messkonfiguration auftrat, sind in diesen MLAEP-Spuren unter Umständen durch die
Filterdistorsion neue Maxima und Minima entstanden, die dann wie die neurogenen
Maxima und Minima des MLAEP bezeichnet wurden. Dargestellt ist dies beispielhaft in
Abbildung 26.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-10
-5
0
5
10
15
µV
ms
V
N0
P0
Na
Pa?
Nb?
Pa?
Nb?
Abbildung 26: Es wird die Mittelwertspur eines Probanden (SP) dargestellt, Ableitung A1-Fp, 70 dB
Stimulationslautstärke, Filter 0,2-250 Hz, Notch- Filter an. Das Dilemma der Latenzbestimmungen
wurde deutlich: Wo war Pa lokalisiert? Bei 23 ms oder bei 42 ms? Laut Literatur war Pa bei ca. 30
ms zu erwarten, mit einer Schwankung von 25 zu 37,6 ms. War das Maximum bei 23 ms ein
Filterartefakt?
Hierdurch kam es zu einer Verschiebung der Latenzen nach links bei den fünf
Probanden und damit lag der Mittelwert für die Latenzen Pa und Nb tendenziell etwas
früher als die Mittelwerte der temporalen Ableitungen. Die Auswertung des MLAEP
durch einen reine Latenzen und Amplitudenvergleich stellte sich also auch bei uns als
71
nicht unproblematisch dar, und eine kritische Evaluation der erhaltenen Messwerte ist
notwendig, insbesondere wenn es zu einem Auftreten des PAR kam.
Durch die visuell-komparative Auswertung der Kurvenformen erhält man zwar keine
numerischen Werte wie z.B. eine Latenz in Millisekunden, aber bei Darstellung der
Signalkurven übereinander lassen sich die Kurvenformen gut vergleichen. Eine
subjektive Bewertung des Betrachters über Ähnlichkeit oder Unähnlichkeit ist bei dieser
Art der Auswertung nicht zu vermeiden. Diese subjektive Betrachtungsweise tritt aber
auch bei der Bestimmung der Maxima und Minima auf und wertet deshalb die visuell-
komparative Auswertungsmethode nicht ab. Durch den Vergleich der Kurvenformen
können zusätzliche Informationen gewonnen werden, die aus einem rein numerischen
Latenz- und Amplitudenvergleich nicht hervorgehen.
Durch die visuelle Auswertung konnte z. B. die Information aus dem Spurenvergleich
genutzt werden, um die Ursache für die oben beschriebene Latenzverschiebung zu
finden.
Für die Beantwortung der Fragestellung dieser Studie war also zusätzlich zum
Latenz-und Amplitudenvergleich die visuell-komparative Auswertung notwendig.
Hierdurch konnten wichtige zusätzliche Informationen gewonnen werden, die aus den
rein numerischen Werten der Maxima- und Minimabestimmung nicht hervorgingen.
Zwecks Evaluation der Reproduzierbarkeit des Signals wäre die rein numerische
Auswertung der bestimmten Latenzen und Amplituden unzureichend gewesen. Der
Vergleich der Signalkurvenformen erbrachte zusätzliche notwendige Informationen und
war für die Beantwortung der Fragestellung essentiell.
4.2 Vergleich unserer Daten mit der Literatur
4.2.1 Auswahl der Ableitungen
Die Ableitung A1-Fpz wurde von vielen Arbeitsgruppen verwendet und ist aufgrund
der guten Erreichbarkeit der Punkte (Mastoid, Stirn) einfach abzuleiten. Die
„alternativen“ Ableitungen (C3-T3, C3-T5, F7-T5) sind durch das 10/20 System
„definiert“, aufgrund der aufwendigeren Anbringung der Elektroden wurden diese
Ableitungen wahrscheinlich nicht häufig zur Messung von AEP verwendet.
72
Aufgrund der Lokalisation der „alternativen“ Ableitungen war es unwahrscheinlicher
hier einen PAR zu messen, da die Entfernung zum Postaurikularis Muskel größer war
als auf dem Mastoid.
Während O`Beirne und Patuzzi (O'Beirne und Patuzzi, 1999) den PAR zwecks
Taubheitsdiagnostik messen wollten, sollte bei der MLAEP-Messung dieses Artefakt
nach Möglichkeit vermieden werden (Bell et al., 2004; Tooley et al., 2004), Bell schlug
z.B. eine Vertex-Inion Ableitung vor. Der Vektor dieser Ableitung lief über den gesamten
Hinterkopf, eine Störung durch Artefakte war dabei wahrscheinlicher als bei kürzeren
Vektoren wie zum Beispiel die in dieser Untersuchung verwendeten temporalen
Ableitungen.
Mittels der in dieser Dissertation beschriebenen Ableitungen ließ sich das MLAEP
messen, die Anfälligkeit für PAR-Artefakte wurde reduziert.
Ob durch die kürzeren Abstände der Elektroden eine geringere Inzidenz von
Artefakten im Vergleich zu Ableitungen mit größeren Elektrodenabständen auftritt, ist
Gegenstand weiterer Untersuchungen.
4.2.2 Reproduzierbarkeit der temporalen MLAEP-Spuren im Vergleich zu in der Literatur veröffentlichten Spuren
Mit dem Einsatz der temporalen Ableitungen stellte sich die Frage, ob das hier
gemessene Signal tatsächlich dem MLAEP entsprach. In der bis dato veröffentlichten
Literatur wurden verschiedene Ableitungen gewählt, typischerweise jedoch lief der
Vektor dieser Ableitungen meistens über den halben Kopf. Zwecks Vergleich folgt
Abbildung 27.
Die in den verschiedenen Untersuchungen verwendeten Ableitungen finden sich in
den Legenden der jeweiligen Spuren. In dieser Dissertation wurde bewusst der Abstand
der Elektroden verkleinert, sowie eine Lokalisation über der vermuteten Lokalisation des
auditorischen Kortex gewählt (Howard et al., 2000) .
73
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.3
-0.2
-0.1
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
ms
µV
allallallonausserA1Fp70
Fig. 1: aus dieser Dissertation das „Referenz-AEP“. Mittelung aller Spuren aller Probanden aller Ableitungen aller Lautstärken mit Ausnahme der Spuren, die über A1- Fpz mit 70 dB Stimulationslautstärke gemessen wurden , beide Filtermessreihen sind enthalten.
Fig. 2: aus (Bell et al., 2004) Fpz zu Cz
Fig 3: aus (Litvan et al., 2002b), A1 zu Mastoid
Fig. 4: aus (Kochs et al., 2001), Vertex- Mastoid
Fig. 5: aus (Newton et al., 1992), Vertex -Inion
Fig. 6: aus (Scherg, 1982b),Vertex zu Ohrläppchen
„Referenz“- AEP
V
P0
Na
Pa
Nb
Abbildung 27: Den aus den jeweiligen Publikationen entnommenen Abbildungen wurde das „Referenz- AEP“ aus dem Ergebnisteil dieser Dissertation gegenübergestellt. Der Spurverlauf des „Referenz“- AEP war dem Verlauf der hier gezeigten Spuren aus der Literatur ähnlich, obwohl es zum größten Teil Spuren der temporalen Ableitung enthielt. Alle hier gezeigten Spuren fielen durch ein Na bei ca. 20 ms, ein Pa bei ca. 40 ms und einNb bei ca. 50 ms auf.
74
Bei Newton, Kochs, Scherg, Bell und in den Spuren dieser Untersuchung war ein
Maximum kurz vor 10 ms zu erkennen, des Weiteren in allen Spuren (einschließlich bei
Litvan, Fig. 3) ein Maximum um die 40 ms. Diesem Maximum ging in allen Spuren ein
Minimum um die 20 ms voraus. Die unterschiedlich stark ausgeprägten
Amplitudenschwankungen waren durch die jeweils unterschiedlichen Ableitpunkte zu
erklären (siehe z. B. Newton, Betonung des Hirnstammpotentials, Maximum V, bei
Ableitung am Inion).
75
4.2.3 Latenzvergleich mit in der Literatur veröffentlichten Daten
BAEP MLAEP
V No Po Na Pa Nb
Picton et al. (1974)
60 dB click (verschiedene) 5,8 8,9 12 16 25 36
Ruhm et al. (1967)
40 dB click 13 23 28 39
Mendel und Goldstein (1969)
50 dB click 13 22 32 42
Goff et al. (1969)
85 dB click 10 13 27 35
Scherg et al. (1982a)
70 dB (Vertex-Ohrläppchen) 6 20 32 52
Scherg et al. (1982b)
70 dB (Vertex-Ohrläppchen) 6 19 30 40
Newton et al.(1992)
(Vertex-Inion) 18,2 29,6 44,9
Litvan et al. (2002b)
65 dB (Fpz-Mastoid) 25,6 37,6 51,1
Litvan et al. (2002a)
65 dB (Fpz-Mastoid) 22,6 33,6 44,5
Tooley et al. (2004)
80 dB (Vertex-Inion, Vertex-
Mastoid)
6 19 31 40
Lingenfelser et al. (1993)
70 dB 9.6 13,3 18,8 30,4
Paprotny et al. (2006)
(Fpz-Mastoid) 9 12 16 27 31
Tabelle 2: Die Tabelle zeigt die Komponenten der akustisch evozierten Potentiale und ihre Latenzen in
Millisekunden aus der Literatur. Die Messwerte wurden unter anderem von Abbildungen abgelesen und
sind daher nicht ganz genau. Die Nomenklaturen der Maxima und Minima waren zum Teil unterschiedlich
und wurden in dieser Tabelle vereinheitlicht (Ruhm et al., Mendel und Goldstein, Goff et al. verwendeten
zu ihrer Zeit übliche Nomenklaturen) (Goff et al., 1969; Goldstein und Rodman, 1967; Lingenfelser et al.,
1993; Litvan et al., 2002b; Litvan et al., 2002a; Newton et al., 1992; Paprotny, 2006; Picton et al., 1974;
Ruhm et al., 1967; Scherg, 1982a; Scherg, 1982b; Tooley et al., 2004).
76
BAEP MLAEP
V No Po Na Pa Nb
A1-Fpz 70 dB 7,5 10,9 14,2 18,8 33,2 48,2
A1-Fpz 50 dB 8,4 12,5 15,8 20,4 37,2 54
A1-Fpz 30 dB 9,4 13,0 15,7 21,3 38,6 55,6
Tabelle 3: Die Tabelle zeigt die Komponenten der akustisch evozierten Potentiale und ihre Latenzen in
Millisekunden aus dieser Studie. Es wurden nur die Daten der „klassischen“ Ableitung A1-Fpz dargestellt.
Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an
Die in dieser Studie gemessenen Latenzen lagen in ähnlichen Bereichen wie die in
der Literatur angegeben Werte. Interessant war, dass die neueren Publikationen (z.B.
Litvan) eher eine Tendenz zu späteren Auftreten von Na und Pb zeigten, ähnlich wie die
Daten dieser Dissertation. Aufgrund des etwas späteren Auftretens des Maximum V in
dieser Dissertation wurden die off-Line bearbeiteten Kurven mit dem Papierausdruck
des Aufnahmegerätes erneut verglichen, um mögliche Beeinflussung durch die
Bearbeitung zu überprüfen. Es zeigte sich, dass es durch die off-Line Bearbeitung nicht
zu einer Latenzverschiebung gekommen war.
Auffällig war außerdem, dass die in einer anderen Dissertation unserer Arbeitsgruppe
(Paprotny, 2006) bestimmten Latenzen von Pa und Nb früher auftraten als es in der
Literatur beschrieben war. Dieselbe Arbeitsgruppe hatte nun mit dieser Studie und
einem anderem Aufnahmegerät (Nicolet Viking™) Latenzen gemessen, die sich mit den
bisher veröffentlichten Beschreibungen des MLAEP-Signals in der Literatur deckten. Die
Erklärung für die Unterschiede fand sich im Effekt des Notch- Filters (Abbildung 18).
Durch die Schwingungen nach dem PAR entstanden neue Maxima und Minima, die in
Unkenntnis dieses Effektes von Paprotny fälschlicherweise als MLAEP-Maxima und
Minima gewertet wurden (siehe hierzu auch Abbildung 26). Dadurch kam es im
Mittelwert der entsprechenden Latenzen zu einer Verschiebung nach links. Dieses
77
Beispiel unterstreicht die Problematik der auf Gipfel und Täler basierenden Auswertung
der MLAEPs, insbesondere bei Auftreten eines PARs.
4.2.4 Amplitudenvergleich mit in der Literatur veröffentlichten Daten
Die im Rahmen dieser Dissertation gemessenen Amplituden lagen, unter der
Vorraussetzung eines nicht vorhandenen PAR, im Rahmen der in der Literatur
beschriebenen Schwankungen. Für die Hirnstammpotentiale wurde zum Beispiel ein
Bereich von circa 1 µV angegeben (Tooley et al., 2004). Auch die
Amplitudenschwankungen der myogenen Potentiale lagen im Rahmen der in der
Literatur veröffentlichten Schwankungen (bis zu 250- fache Amplitude des neurogenen
Signals).
4.2.5 Effekt der Stimulationslautstärkenreduktion auf das Signal
Die in der Literatur (Scherg, 1982b) beschriebene Latenzverschiebung bei
Erniedrigung der Stimulationslautstärke ließ sich auch in dieser Studie reproduzieren
(Abbildung 25). In Tabelle 1 ließ sich diese Latenzverschiebung auch anhand der
Messwerte nachvollziehen, allerdings war der Effekt für den Gipfel V ausgeprägter als
für die folgenden Maxima und Minima. Mit längerem Zeitraum nach dem Klickreiz wurde
die Streuung der Latenzen größer und die Messung damit ungenauer. Als Beispiel
diente die Latenz von P0, in Ableitung C3-T5, inTabelle 1. Bei 30 dB war die Latenz hier
geringfügig kürzer als bei 50 dB.
Ein weitaus größerer Effekt der Lautstärkenreduktion war jedoch die Verringerung
oder gar das Verschwinden des PAR. Dies war in Abbildung 9 deutlich zu erkennen.
Dieser Effekt war vorbeschrieben (O'Beirne und Patuzzi, 1999; Scherg, 1982b) und
konnte von uns klar reproduziert werden (Kapitel 3.2.3).
4.2.6 Effekt von Filter auf das Signal
1982 hatte Scherg den Effekt von unterschiedlichen Filtern auf das AEP-Signal
untersucht (Scherg, 1982a), hier vor allem die negativen Eigenschaften von analogen
Filtern. Er empfahl einen anti-aliasing Tiefpassfilter, und dann, wenn für eine off-Line
Analyse notwendig, einen digitalen off-Line Hochpassfilter. Scherg hatte die möglichen
negativen Effekte der Filter auf die Signalqualität erkannt.
78
Jensen, der Konstrukteur des A-line™ AEP-Monitors, benutzte zum Beispiel einen 16
Hz Hochpassfilter mit der Begründung, es ginge um das MLAEP und so könne man die
langsameren Frequenzen rausfiltern, die im MLAEP nicht enthalten seien(Alpiger et al.,
2002; Jensen et al., 1996; Jensen et al., 1998; Litvan et al., 2002b; Litvan et al., 2002a).
Bell empfahl 2004 (Bell et al., 2004) einen 15-250 Hz Bandpassfilter.
Die in dieser Dissertation erhobenen Daten zeigten, dass bis 10 Hz Hochpassfilter
das Signal wenig verzerrt wurde, bei 20 Hz aber schon eine starke Beeinflussung des
Signals zu erkennen war (Abbildung 19, Kapitel 3.3.1). Nach diesen Ergebnissen waren
diese Empfehlungen als kritisch einzustufen, wenn ein PAR auftrat und Latenzen und
Amplituden gemessen und verglichen werden sollten.
Für die Einstellungen des Tiefpassfilters konnten die Daten dieser Dissertation erst
bei 100 Hz deutlich sichtbare Signalveränderungen zeigen. Der Empfehlung von Bell
bezüglich des Tiefpassfilters gab es nichts entgegenzusetzen, allerdings war der Nutzen
unter den hier beschriebenen Messbedingungen auch nicht ersichtlich.
Der Notch-Filter führte bei Messungen in dieser Dissertation zu starken Distorsionen,
insbesondere bei auftretendem PAR. In der Literatur wurde der Notch-Filter in der Regel
empfohlen, wenn auf ihn eingegangen wurde. In jüngeren Arbeiten (Bell et al., 2004)
wurde der Vorteil des digitalen Filters gegen den analogen Filter hervorgehoben, auch
wenn dies schon länger bekannt war (Scherg, 1982a).
4.2.7 Auftreten des PAR
Der PAR als Artefakt war in der Literatur beschrieben. Für andere Fragestellungen
wurde das Auftreten sogar gewünscht und genauer untersucht (Patuzzi und Thomson,
2000). Bezüglich des PAR als Verunreinigung des MLAEP hier eine Abbildung von Bell
im Vergleich zur Abbildung eines Probanden aus dieser Studie mit PAR mit sinkender
Stimulationslautstärke:
79
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-10
-5
0
5
10
15
ms
µV
SP
SPA1Fp70onSPA1Fp50onSPA1Fp30on0 10 20
-505
ms
µV
70 dB
50 dB
30 dB
Abbildung 28: aus (Bell et al., 2004), sowie Proband mit PAR mit sinkender Stimulationslautstärke,
Ableitung A1-Fpz, Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an. Der Effekt des PAR war bei Proband SP in dieser
Studie weitaus stärker ausgeprägt als bei Bell. Der PAR-Verlust bei niedrigerer Stimulationslautstärke
führte zu stark verändertem Kurvenverlauf.
Die von uns aufgezeichneten PAR waren nichts Untypisches für die MLAEP-
Messungen, Bell gab den PAR als typisches Artefakt an und riet zu Maßnahmen bei der
MLAEP-Messung, die dieses Artefakt vermeiden helfen.
Dieser Meinung schließen wir uns an.
4.3 Bedeutung der Ergebnisse dieser Studie
In dieser explorativen Studie konnte gezeigt werden, dass die Ableitung von MLAEP
durch Modifikationen in der Messmethodik qualitativ verbessert werden konnte. Durch
die unkritische Verwendung von verschiedenen Ableitorten, Filtereinstellungen und
Lautstärken können massive Artefakte entstehen. Diese Artefakte könnten eventuell
auch ein Grund dafür sein, dass die Messung von MLAEP zwecks
Narkosentiefenabschätzung noch nicht weit verbreitet ist (Schmidt et al., 2008).
4.3.1 Ableitungsvariation
In dieser Studie wurden verschiedene Variationen zwecks Optimierung der MLAEP-
Messung untersucht. Es zeigte sich, dass durch Verwendung der temporalen
Ableitungen sowie Reduktion der Stimulationslautstärke eine artefaktärmere Akquisition
des MLAEP möglich war. Der Schwerpunkt lag eindeutig in der Vermeidung des PAR.
80
Auch über die klassische Ableitung konnten konstante MLAEP-Spuren gemessen
werden, jedoch nur ohne PAR. Die temporalen Ableitungen zeigten dann einen sehr
ähnlichen Kurvenverlauf zu den über die klassische Ableitung gemessenen Spuren und
boten damit eine sichere Variation in der Messmethodik an.
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
ms
µV
allA1Fp5030onallC3T3allonallC3T5allonallF7T5allon
0 10 20-505
ms
µV
A1- Fpz 50, 30 dBC3- T3 70, 50, 30 dBC3- T5 70, 50, 30, dBF7- T5 70, 50, 30 dB
Abbildung 29: Aufgetragen sind die Spuren der vier verschiedenen Ableitungen, die
Temporalableitungen mit allen drei Lautstärken, die klassische Ableitung lediglich mit 50 und 30 dB
Stimulationslautstärke zwecks PAR-Reduktion. Filter 0,2-250 Hz, Notch-Filter an, gemittelt über alle
Probanden. Mit PAR-Reduktion ergab sich über alle 4 Ableitungen ein reproduzierbares MLAEP-Signal.
Abbildung 29 zeigt diesen ähnlichen Kurvenverlauf deutlich. Durch diese Variationen
ergab sich die Möglichkeit, reproduzierbare Signale ohne PAR-Artefakte zu messen. Mit
den temporalen Ableitungen in dieser Studie war also mit hoher Wahrscheinlichkeit
dasselbe Signal erfasst worden wie über die „klassische“ Ableitung. Dies wird durch die
Ähnlichkeit der Spurverläufe in Abbildung 27 bestätigt.
Ob das MLAEP als Narkosetiefenparameter durch die Ableitungsvariationen
zuverlässiger wird, müssen weitere Studien unter Verwendung der temporalen
Ableitungen in Kombination mit moderner Signalprozessierung untersuchen.
4.3.2 Vermeidung von Filtern
Die möglichen Auswirkungen des Filterns auf die Form des MLAEPs wurden in den
Ergebnissen deutlich. Der Einsatz von Filtern war also nach diesen Daten als kritisch
81
anzusehen und sollte nach Möglichkeit vermieden werden. Unter Umständen wird es
aber während der klinischen Anwendung nicht möglich sein, auf Filter zu verzichten
aufgrund von Artefakten durch andere notwendige Geräte im klinischen Umfeld wie z. B.
Elektrokauter. Die Auswirkungen eines eventuell notwendigen Filters wären aber dann
wahrscheinlich durch die Vermeidung des PARs und der daraus resultierenden
Reduktion von Distorsionen geringer. Bezüglich dieser Fragestellung sind in Zukunft
weitere Studien mit dem Einsatz der temporalen Ableitungen im OP notwendig.
4.3.3 Signalakquirierungsdauer
In dieser Untersuchung wurde auf die Signalakquirierungsdauer nicht geachtet. Durch
die niedrigere Artefaktanfälligkeit der temporalen Ableitung wäre theoretisch eine
schnellere Erfassung einer aussagekräftigen MLAEP-Spur möglich. Dies darf nicht
verwechselt werden mit der schnelleren Akquirierung eines stabilen Signals bei
vorhandenem PAR. Durch das um ein Vielfaches größere Signal bei PAR könnte der
Eindruck einer qualitativ besseren Ableitung entstehen. Würde der PAR konsequent
vermieden, würde die Qualität der MLAEP-Messung, steigen, jedoch wäre ein längerer
Zeitraum bis zur Bildung einer stabilen Mittelspur notwendig als bei vorhandenem PAR.
Eine Kombination der temporalen Ableitungen mit dem ARX™-Algorithmus (Jensen et
al., 1996) oder anderen automatisierten Verfahren (Kumar et al., 2006) könnte das
MLAEP auch bezüglich der Schnelligkeit der Analyse mit den etablierten Verfahren der
Narkosentiefenmessung konkurrenzfähig machen. Durch die Erhöhung der
Signalqualität könnte die Aussagekraft der durch diese Verfahren ermittelten Indizes
steigen.
4.3.4 Elektrodenvariationen
Hinsichtlich einer praktischen Anwendung sind weitere Evaluationen der Ableitorte
sinnvoll. Mittels Nadelelektroden ließen sich die einzelnen Punkte des 10/20 Systems
eventuell genauer messen. Ob eine weitere Eingrenzung des Vektors der Ableitungen
zwecks Optimierung des Signal-Rausch-Verhältnisses durch noch engere Auswahl der
Ableitpunkte Erfolg versprechend ist, ließe sich auch mittels Nadelelektroden prüfen.
82
4.3.5 Stimulationslautstärke
Eine hohe Stimulationslautstärke von 70 dB kann zur Bildung eines Muskelreflexes
führen, der das MLAEP-Signal aufgrund seiner Amplitudengröße stark verändert. Da
dieser Postaurikularis Reflex (PAR) durch den Klickreiz ausgelöst wird, wird er während
des Prozessierens des AEP-Signals durch Mittelung nicht supprimiert, sondern wie die
AEP-Signale aus dem Roh-EEG extrahiert.
Die Ergebnisse der in dieser Arbeit vorgestellten Daten legen eine Reduktion der
Stimulationslautstärke nahe. Neben der Reduktion des PAR und der womöglich höheren
Qualität der gemessenen Spuren könnte eine niedrigere Stimulationslautstärke die
Messung der MLAEP für die Patienten angenehmer gestalten. Dies könnte wiederum
zu einer höheren Akzeptanz der Methode führen.
4.3.6 OP-Bedingungen
Die hier dargestellten Ergebnisse wurden unter Laborbedingungen erzielt. Ob in
einem OP ähnliche Ergebnisse zu erzielen sind, oder hier zum Beispiel die
Stimulationslautstärke eher angehoben werden sollte, um Hintergrundrauschen besser
zu überschatten, ist auch eine in Zukunft zu untersuchende Fragestellung.
4.3.7 Ausblick in die Zukunft
Nach der Optimierung der besprochenen Punkte wäre eine Reevaluation des MLAEP
als Narkosetiefenmessung zu empfehlen. Während zunächst bei Erwachsenen
vielversprechende Resultate mit dem MLAEP als Monitoring erzielt wurden, schien sich
die Methode klinisch seitdem nicht weiter auszubreiten, Nachteile hatten sich gegenüber
den etablierteren EEG-Verfahren zum Beispiel in der Kinderanästhesie gezeigt (Ironfield
und Davidson, 2007). Durch die Optimierung der Messmethode könnte das MLAEP als
Narkosetiefenmessung eine höhere Akzeptanz erlangen.
Ein weiterer wichtiger Bereich könnte die Verwendung der MLAEP in der
Intensivmedizin sein. Hier sind die Nachteile der langsameren Signalakquirierung
weniger relevant und auch der aufwendigere Messaufbau im Vergleich zum BIS™-
Monitor spielt hier eine untergeordnete Rolle. Der methodische Vorteil des AEP
gegenüber des BIS™, die Messung einer Reizantwort statt der Messung eine
„Zustands“, kann hier stärker ausgespielt werden. Unter Umständen diskriminiert das
83
AEP besser zwischen Bewusstsein und Bewusstlosigkeit, hingegen kann das EEG-
Monitoring besser die Tiefe der Bewusstlosigkeit messen (Fudickar et al., 2009).
84
5 Zusammenfassung Noch nicht ausgeräumte Artefakte könnten Ursache dafür sein, dass akustisch
evozierte Potentiale mittlerer Latenz (MLAEP) im klinischen Alltag trotz möglicher
prinzipieller Vorteile gegenüber der Analyse des spontanen EEG nur sporadisch zum
Narkosetiefenmonitoring eingesetzt werden. So kann das myogene Signal des
postaurikulären Reflexes (PAR) das MLAEP um ein Vielfaches übersteigen.
Filterartefakte können zu weiteren erheblichen Signalverzerrungen führen.
In dieser Studie wurden erstmals Modifikationen der Messkonfiguration an der
Stimulationslautstärke, der Filtereinstellungen und der Ableitungen systematisch
untersucht. Ziel war eine Reduktion der PAR- und der Filterartefakte bei verbesserter
Reproduzierbarkeit des MLAEP-Signals. Es wurden neben der „klassischen“ Ableitung
A1-Fpz drei weitere temporale Ableitungen mit Lokalisation über dem auditorischen
Kortex (C3-T3, C3-T5, F7-T5) bei drei verschiedenen Lautstärken (70, 50 und 30 dB)
und verschiedenen Filtereinstellungen (Notch- und/oder Bandpassfilter) untersucht.
Mittels der vorgeschlagenen Modifikationen der Messkonfigurationen konnte ein
reproduzierbares MLAEP ohne PAR-Artefakt aufgezeichnet werden.
1. Bei vorhandenem PAR in der Ableitung A1-Fpz zeigten die 3 temporalen
Ableitungen keine Beeinflussung durch das myogene Potential.
2. Durch Erniedrigung der Stimulationslautstärke konnte das Auftreten des PAR
vermindert werden bei gleichzeitigerhaltener Reproduzierbarkeit des MLAEP-Signals.
3. Ohne Anwendung des Notch-Filters konnten Filterdistorsionen vermieden werden.
Die Öffnung der Filterbandweite auf 0,2-1000 Hz verhinderte Signalartefakte und zeigte
keine negativen Auswirkungen auf die Signalqualität.
Innerhalb der untersuchten Messkonfigurationen zeigte die C3-T5 Ableitung des
MLAEP mit 30 dB Stimulationslautstärke, Bandpassfilter 0,2-1000 Hz und
ausgeschaltetem Notch-Filter keine Beeinflussung mehr durch myogene Potentiale bei
hoher Signalqualität und hohem Probandenkomfort.
Ob diese Messkonfiguration für klinische Messungen zweckmäßig ist, müssen
weitere Untersuchungen zeigen.
85
6 A
nhang Tabelle 4: D
argestellt sind die Mittelw
erte der ermittelten Latenzen und A
mplituden der M
ittelspuren des A
EP
s. Eine Zeile entspricht dabei einer bestim
mten M
essmodifikation. Für A
1-Fpz 70 dB existieren zw
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it Filtervariation. of= Filter 0,2-1000Hz, N
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8 Danksagung Ohne die Probanden wäre diese Studie nicht durchführbar gewesen. An dieser Stelle
möchte ich allen danken, die durch ihre Teilnahme an den Versuchen diese Arbeit erst
ermöglicht haben.
Herrn Prof. Urban danke ich für die Bereitstellung des Themas, für seine Geduld, für
die immer freundliche Unterstützung und konstruktive Beratung.
Herrn Dr. Wenningmann danke ich für die exzellente Betreuung und unermüdliche
Hilfestellung meiner Arbeit.
Meinen Freunden danke ich für ihre Motivation.
Meiner Familie, und ganz besonders Frau Dipl. biol. Claudia Drabek, danke ich für die
beständige Unterstützung und Geduld. Alle haben auf ihre Weise zur Vollendung dieser
Arbeit beigetragen.
